RU2436514C2 - Способ и устройство для формирования трехмерного ультразвукового изображения - Google Patents

Способ и устройство для формирования трехмерного ультразвукового изображения Download PDF

Info

Publication number
RU2436514C2
RU2436514C2 RU2009102059/08A RU2009102059A RU2436514C2 RU 2436514 C2 RU2436514 C2 RU 2436514C2 RU 2009102059/08 A RU2009102059/08 A RU 2009102059/08A RU 2009102059 A RU2009102059 A RU 2009102059A RU 2436514 C2 RU2436514 C2 RU 2436514C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
ultrasound image
image data
sector
resolution
volume
Prior art date
Application number
RU2009102059/08A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2009102059A (ru
Inventor
По СОЛЕР (FR)
По СОЛЕР
Оливье ЖЕРАР (FR)
Оливье ЖЕРАР
Гаспар ДЕЛЬСО (FR)
Гаспар ДЕЛЬСО
Паскаль АЛЛЕН (FR)
Паскаль АЛЛЕН
Original Assignee
Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Publication of RU2009102059A publication Critical patent/RU2009102059A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2436514C2 publication Critical patent/RU2436514C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/483—Diagnostic techniques involving the acquisition of a 3D volume of data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8993—Three dimensional imaging systems
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52085—Details related to the ultrasound signal acquisition, e.g. scan sequences
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52085—Details related to the ultrasound signal acquisition, e.g. scan sequences
    • G01S7/52087—Details related to the ultrasound signal acquisition, e.g. scan sequences using synchronization techniques
    • G01S7/52088—Details related to the ultrasound signal acquisition, e.g. scan sequences using synchronization techniques involving retrospective scan line rearrangements
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T7/00—Image analysis
    • G06T7/0002—Inspection of images, e.g. flaw detection
    • G06T7/0012—Biomedical image inspection
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T7/00—Image analysis
    • G06T7/30—Determination of transform parameters for the alignment of images, i.e. image registration
    • G06T7/33—Determination of transform parameters for the alignment of images, i.e. image registration using feature-based methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0883—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of the heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/54—Control of the diagnostic device
    • A61B8/543—Control of the diagnostic device involving acquisition triggered by a physiological signal
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10132—Ultrasound image
    • G06T2207/10136—3D ultrasound image
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing
    • G06T2207/30048—Heart; Cardiac

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Quality & Reliability (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

Изобретение относится к средствам формирования ультразвукового медицинского изображения. Техническим результатом является обеспечение непрерывного отображения трехмерного изображения. В способе собирают первые данные объема органа ультразвукового изображения с первым разрешением, в течение сердечного цикла пациента, собирают вторые данные трехмерного сектора упомянутого объема ультразвукового изображения со вторым более высоким разрешением, в течение другого сердечного цикла пациента, сравнивают первые и вторые данные ультразвукового изображения, в зависимости от результата сравнения, подтверждают вторые данные трехмерного ультразвукового изображения, если данные ультразвукового изображения подобны, или дополнительно обрабатывают сектор. 2 н. и 7 з.п. ф-лы, 5 ил.

Description

Область техники, к которой относится изобретение
Настоящее изобретение относится к формированию ультразвукового изображения в медицинских целях и, в частности, к способу, устройству и компьютерной программе для формирования трехмерного ультразвукового изображения.
Уровень техники
Трехмерная эхокардиология имеет многочисленные преимущества в медицинской диагностике по сравнению с классическим формированием двухмерного изображения. Например, она позволяет производить более точные количественные оценки, например, производить измерение объема левого желудочка и вычисление фракции выброса, поскольку не строится никаких гипотез относительно формы левого желудочка. Кроме того, сокращается общее время обследования, поскольку большинство участков сердца можно наблюдать в одной съемке.
С другой стороны, поскольку объем собираемых данных больше, чем в двухмерном случае, пространственное и временное разрешение снижается. Для получения больших объемов высокого разрешения съемка левого желудочка обычно делится на четыре сектора, каждый из которых получается в отдельном сердечном цикле. Однако необходимость в нескольких сердечных циклах для получения объема высокого разрешения может приводить к разъединению между разными секторами данных, если движение сердца не в точности периодично в течение нескольких сердечных циклов.
В порядке примера, система формирования трехмерного ультразвукового изображения в медицинских целях согласно US 5,993,390 собирает данные ультразвукового изображения, представляющие трехмерные секторы интересующего объема в теле пациента синхронно с соответствующими сердечными циклами пациента, и объединяет данные изображения, представляющие секторы, для обеспечения данных изображения, представляющих трехмерное ультразвуковое изображение объема.
Как упомянуто в этом патенте, недостаток системы состоит в том, что движение сердца между ударами может приводить к нарушениям непрерывности в отображаемом изображении.
Раскрытие изобретения
Задачей этого изобретения является обеспечение способа съемки, который позволяет избегать артефактов соединения в трехмерном изображении интересующего объема.
Согласно изобретению способ формирования ультразвукового изображения в медицинских целях содержит этапы, на которых:
a) собирают, с первым разрешением, первые данные ультразвукового изображения, представляющие объем интересующего органа, в течение сердечного цикла пациента;
b) собирают, со вторым разрешением, более высоким, чем первое разрешение, вторые данные ультразвукового изображения, представляющие трехмерный сектор упомянутого объема, в течение другого сердечного цикла пациента;
c) сравнивают первые и вторые данные ультразвукового изображения сектора для выявления подобия между первыми и вторыми данными ультразвукового изображения и, в зависимости от результата сравнения,
- подтверждают вторые данные трехмерного ультразвукового изображения, если первые и вторые данные ультразвукового изображения, по существу, подобны, иначе
- дополнительно обрабатывают сектор.
Съемка с первым, низким разрешением позволяет получить в одном сердечном цикле изображение всего интересующего объема. Это изображение используется как опорное для секторов, снятых со вторым, более высоким разрешением. Сравнив сектор, снятый с высоким разрешением, с соответствующим участком объема, снятым с низким разрешением, можно оценить, переместился ли сектор между съемкой объема и съемкой сектора. Эта информация позволяет избегать артефактов в окончательном изображении высокого разрешения, поскольку сектор, который переместился между съемкой объема и съемкой сектора, создает артефакт в окончательном изображении высокого разрешения в отсутствие дополнительной обработки.
Изобретение также относится к устройству для формирования ультразвукового изображения в медицинских целях, а также к компьютерной программе для реализации способа, отвечающего изобретению.
Краткое описание чертежей
Настоящее изобретение будет описано ниже, в порядке примера, со ссылкой на прилагаемые чертежи, в которых:
Фиг. 1 - вид в разрезе трехмерного объема (Фиг. 1A), разделенного на секторы (Фиг. 1B);
Фиг. 2 - схематическое представление трехмерного объема с отображением артефактов;
Фиг. 3 - электрокардиограмма, разделенная на двадцать сердечных фаз;
Фиг. 4 - блок-схема этапов способа съемки изображений согласно изобретению.
Осуществление изобретения
Все техники формирования трехмерного изображения сердца, отвечающие уровню техники, имели низкое разрешение и/или продолжительное время съемки. В случае продолжительного времени съемки, изображения обычно демонстрируют нарушения непрерывности вследствие движений сердца, дыхательных движений, движений пациента и/или движений специалиста по ультразвуковой эхографии. Как отмечено выше, вследствие необходимости в высоком разрешении, эхокардиографические съемки полного объема в настоящее время осуществляются в течение совокупности сердечных циклов, например четырех. В каждом цикле формируется изображение сектора лишь доли (например, четверти) всего объема сердца. Изображаемым органом сердечно-сосудистой системы также может быть только левый желудочек, но и он изображается с использованием четырех разных секторов. Следует заметить, что согласно изобретению можно строить изображения других интересующих органов, если их движение имеет определенную периодичность, связанную с сердечным циклом.
Однако любое движение пациента (дыхание, перемещение), ультразвукового зонда или любое изменение сердечного ритма (т.е. аритмия) приводит к образованию границ между секторами и порождает артефакты (F), что указано стрелкой на Фиг. 2.
Заметим, что в US 2005/0228280 раскрыт способ сбора ультразвуковых данных для отображения. Способ содержит:
(a) сканирование в трехмерном объеме с первым пространственным разрешением; и
(b) сканирование в трехмерном субобъеме объема со вторым пространственным разрешением, причем второе пространственное разрешение выше, чем первое пространственное разрешение.
Более подробно, этап (b) содержит сканирование во всем трехмерном субобъеме со вторым пространственным разрешением, и этап (a) содержит сканирование с первым пространственным разрешением во всем трехмерном объеме, кроме субобъема.
Объем более низкого пространственного разрешения можно сканировать быстрее, чем ту же область с более высоким пространственным разрешением. Благодаря сканированию субобъема с более высоким пространственным разрешением медицинская диагностика может быть более точной или базироваться на более обширной информации. Однако такая медицинская диагностика предусматривает, что пользователь обладает достаточными медицинскими знаниями, чтобы использовать изображение. Благодаря сканированию остального трехмерного объема с более низким разрешением, можно обеспечить опорную анатомическую информацию с более низким разрешением, которая помогает оператору определить положение субобъема, связанного с формированием изображения более высокого разрешения. Однако в этом документе не раскрыто, что изображение субобъема, полученное с высоким разрешением, сравнивается с изображением того же субобъема, полученным с более низким разрешением. Кроме того, трехмерный субобъем и трехмерный объем за исключением субобъема относятся к двум разным областям изображаемого объема, из-за чего на границах между объемом и субобъемом могут возникать артефакты.
Описанное ниже изобретение предусматривает способ съемки для получения изображения больших объемов высокого разрешения без артефактов, устройство для реализации такого способа и компьютерную программу для управления работой устройства. Устройство для формирования ультразвукового изображения в медицинских целях содержит:
- преобразователь, содержащий матрицу элементов преобразователя;
- передатчик для передачи энергии ультразвука с помощью преобразователя в объем интересующего органа в виде совокупности пучков передачи;
- приемник для приема ультразвуковых эхо-сигналов с помощью преобразователя из объема, порожденных энергией ультразвука, и для генерации принятых сигналов, представляющих принятые ультразвуковые эхо-сигналы;
- формирователь пучка приема для обработки принятых сигналов для формирования, по меньшей мере, одного пучка приема для каждого из пучков передачи и для генерации данных изображения, представляющих ультразвуковые эхо-сигналы в пучке приема;
- схему, предназначенную для управления сбором данных изображения, представляющих объем, в течение сердечного цикла с первым разрешением и сбором данных изображения, представляющих сектор объема, в течение сердечного цикла со вторым, более высоким разрешением, и
- компаратор для сравнения данных изображения первого и второго разрешения для сектора объема.
Устройство призвано, в зависимости от результата сравнения, либо подтверждать данные трехмерного ультразвукового изображения второго разрешения, представляющие сектор, либо далее обрабатывать сектор.
Дополнительно, можно обеспечить другие компоненты, например память для хранения ультразвуковых данных, дисплей и устройство пользовательского ввода. Формирователь пучка способен производить сканирование в трехмерном объеме с одним пространственным разрешением и способен производить сканирование в субобъеме или секторе трехмерного объема с более высоким пространственным разрешением. Например, в зависимости от того, какой участок трехмерного объема сканируется, изменяются одно или несколько из частоты сканирования, полосы формирования изображения, размера апертуры, положения апертуры, типа аподизации, геометрии сканирования и плотности строк развертки. При более высокой частоте, большей апертуре и более плотном распределении строк развертки, субобъем или сектор сканируется с более высоким пространственным разрешением. Объем более низкого пространственного разрешения можно сканировать быстрее, чем ту же область с более высоким пространственным разрешением.
Формирователь пучка способен изменять параметры, например апертуру, частоту, профиль аподизации, профиль задержки и их комбинации между событиями передачи и приема для изменения поперечной протяженности, позиции сканирования или разрешения. Благодаря изменению параметров формирования пучка, можно обеспечить разнообразные комбинации шаблонов сканирования, например сканирование всего трехмерного объема с первым разрешением, например низким разрешением, в течение первого сердечного цикла и затем сканирование субобъема или сектора со вторым разрешением, например более высоким разрешением, в течение другого сердечного цикла.
Устройство может использовать компьютерную программу, которая управляет переключением формирователя пучка из одного режима разрешения в режим второго, более высокого разрешения, которая синхронизирует сбор данных изображения с сигналами сердечных циклов, поступающих, например, от датчика ЭКГ (электрокардиографa), и которая осуществляет этапы способа, отвечающего изобретению.
Сигналы формирователя пучка могут сохраняться в буфере данных изображения, который, как описано ниже, хранит данные изображения для разных секторов объема (VSi) для объема (V) изображения, показанного на Фиг. 1A и 1B (на Фиг. 1B секторы VS1, VS2, VS3 и VS4 соответственно обозначены S1, S2, S3 и S4), и для разных сердечных фаз (CPj) сердечного цикла Ck, показанного на Фиг. 3.
Объем (V) может иметь форму конуса, вершина которого располагается в центре матрицы преобразователей. Предпочтительным применением изобретения является формирование изображения сердца. Для облегчения формирования изображения сердца объем (V) можно разделить на трехмерные секторы (VSi) для формирования изображения сердца пациента.
Так, например, секторы могут иметь в поперечном сечении квадратную, прямоугольную, круглую или неправильную форму. Кроме того, разные секторы могут иметь разные размеры и формы в одном объеме.
Для данного объема выбор размера, формы и количества секторов может отчасти базироваться на доступном времени для сбора данных изображения в течение указанной сердечной фазы, что описано ниже.
Очевидно, что сам по себе объем не ограничивается конической формой и может иметь разнообразные формы и размеры. Например, объем может представлять собой пирамиду или усеченную пирамиду. Выбор размера и формы объема может базироваться на применении и типе используемого преобразователя.
Признак изобретения базируется на сборе данных изображения для одного или нескольких секторов синхронно с сердечным циклом пациента. На Фиг. 3 показана иллюстративная электрокардиограмма. В примере, показанном на Фиг. 3, электрокардиограмма указывает удар сердца каждые 860 миллисекунд. Сердечный цикл можно разделить на сердечные фазы для формирования изображения. В одном примере можно использовать 20 сердечных фаз CPj примерно 43 миллисекунд каждая. Выбор длительности сердечной фазы обычно зависит от максимального времени, в течение которого сердце не испытывает значительных движений. Можно использовать больше или меньше сердечных фаз.
Электрокардиограмма пациента используется для инициирования сбора данных изображения, чтобы сбор данных осуществлялся синхронно с каждым сердечным циклом пациента. В частности, сбор данных изображения синхронизируется с конкретной фазой сердечного цикла. Кроме того, данные изображения можно собирать в течение каждой фазы каждого сердечного цикла. Объем данных изображения, собранных в течение каждой сердечной фазы, зависит от длительности сердечной фазы и скорости сбора данных изображения.
Сбор данных изображения для нескольких секторов, составляющих объем, описан со ссылкой на Фиг. 4. Объем (V) по определению имеет секторы (VS1-VS4). Каждый сердечный цикл Ck по определению имеет сердечные фазы (CP0-CP19). Сбор данных изображения производится в течение, например, четырех сердечных циклов C0-C3. Согласно этой системе обозначений данные изображения frVCP0-C0 для объема (V) собирают в течение сердечной фазы CP0 сердечного цикла C0 с первым разрешением (fr). Данные изображения frVCP1-C0, …, frVCP19-C0 для объема (V) собирают в течение сердечных фаз CP1-CP19 сердечного цикла C0.
В описании fr(VCPj-C0)Si=FRsi обозначает часть данных, соответствующую сектору (Si) и собранную для объема (V) с первым разрешением в течение фаз CPj первого сердечного цикла C0. Данные изображения srVS1CP0-C1, srVS1CP1-C1, …, srVS1CP19-C1 для сектора VS1 объема аналогично собираются со вторым разрешением (sr) в течение каждой из сердечных фаз (CP0-CP19) сердечного цикла C1. В дальнейшем srVSCPj-Ck=SRi обозначает данные изображения, собранные со вторым разрешением в секторе Si в течение сердечной фазы (CPj) сердечного цикла Ck.
Согласно способу, отвечающему изобретению, показанному на Фиг. 4, первые fr(VCP0-C0)Si и вторые srVSiCP0-C0 данные изображения одного и того же сектора Si сравниваются с определенным условием для подтверждения вторых данных трехмерного ультразвукового изображения, представляющих сектор, когда сравнение удовлетворяет этому условию.
Каждый SR сектор (SRi) сравнивается (1) со снимком FR (FRsi). В одном варианте осуществления подтверждение (2) разных секторов осуществляется путем вычисления подобия Ti между данными изображения секторов FR и SR, в виде суммы квадратов разностей.
Figure 00000001
Если сумма не превышает заранее определенного значения, данные изображения второго разрешения сохраняются (3) в памяти устройства или напрямую отображаются на дисплее. Если нет, новая съемка (4) того же сектора инициируется в начале следующего сердечного цикла, пока данные изображения не удовлетворят условию, или пока количество неудачных съемок на одном и том же секторе не достигнет данного числа, и в этом последнем случае оператору передается предупреждающий сигнал. Предупреждающий сигнал также может выводиться при условии, что вышеупомянутая сумма превышает заранее определенное значение. Одно преимущество способа состоит в получении изображения больших объемов высокого разрешения без артефактов. Согласно примеру, показанному на Фиг. 4, если в ходе сравнения между (frVCP0-C0)S2 и srVS2CP0-C2 вышеупомянутая сумма превышает заранее определенного значения, данные изображения второго разрешения, полученные в течение сердечного цикла C2, не сохраняются (3) в памяти устройства. Новая съемка инициируется (4) и осуществляется в течение следующего сердечного цикла C3, пока данные изображения не удовлетворят условию, или пока не будет предпринято некоторое количество неудачных попыток съемки.
Кроме того, если данное количество фрагментов данных изображения srVSiCPj-Ck, собранных в течение первых фаз сердечного цикла Ck, удовлетворяют условию, и остальные фрагменты данных изображения, собранные в течение остальных фаз, не удовлетворяют условию, система может интерполировать эти неудовлетворительные или неподтвержденные съемки, тем самым избегая начала новой съемки для остальных фаз того же сектора в течение следующего сердечного цикла. Фактически, данные изображения, удовлетворяющие условию, можно использовать для интерполяции данных изображения, не удовлетворяющих условию. Другими словами, данные изображения, не удовлетворяющие условию, можно повторно вычислить для размещения в том же месте, что и данные изображения, удовлетворяющие условию.
Альтернативно, данные изображения, не удовлетворяющие условию, можно повторно вычислить для размещения их в другом месте, пока они не удовлетворят условию. Таким образом, также можно избежать другой съемки, осуществляется правильное позиционирование секторов в объеме посредством повторного вычисления данных изображения каждого неподтвержденного сектора.
Такой подход используется в течение достаточного количества сердечных циклов, например шести C0-C5. Первый цикл C0 используется для съемки первого разрешения на объеме (V), и, предполагая, например, что один сектор (например, S2) объема нуждается в новой съемке, нужно еще пять циклов C1-C5 для съемки четырех секторов (S1-S4), поэтому данные изображения для четырех секторов объема собираются в течение каждой из сердечных фаз CP0-CP19 сердечных циклов для доставки данных изображения, удовлетворяющих условию.
Таким образом, настоящее изобретение описывает надежный протокол съемки, позволяющий преодолевать возможные артефакты соединения, возникающие в процессе съемки полного объема.
Если окончательная разность между данными изображения SR и FR превышает определенный порог, оператор может получать предупреждение, что в снимке могут присутствовать артефакты. Кроме того, можно осуществлять апостериорную проверку гладкости перехода от сектора к сектору путем наблюдения градиентного изображения или с использованием других аналогичных низкоуровневых алгоритмов обработки изображения.
Согласно признаку новизны изобретения секторы выбираются таким образом, чтобы, по меньшей мере, два сектора частично перекрывались. Этот случай показан на Фиг. 1B. В случае отсутствия артефактов данные изображения в перекрывающихся областях должны быть одинаковыми для двух частично перекрывающихся секторов. Следовательно, если данные изображения в области перекрытия отличаются от одного сектора к другому последующему и перекрывающемуся сектору, это свидетельствует о наличии артефакта и о том, что следующий сектор подлежит выбраковке или дальнейшей обработке.
Согласно признаку новизны сравнение перекрывающихся участков можно осуществлять путем вычисления подобия между секторами, в виде суммы квадратов разностей, например:
Figure 00000002
где предполагается, что T0 указывает тождественность (первый сектор выступает в качестве опорного).
Этот признак новизны позволяет дополнительно подавлять артефакты в окончательном изображении, поскольку его можно использовать для дополнительной проверки наличия или отсутствия артефактов.
В другом варианте осуществления порядок съемки также может иметь значение. Если сначала осуществляется съемка FR, данные изображения секторов SR можно сравнивать с ней по мере их сбора, без необходимости ждать, пока не закончатся все съемки. Однако возможны другие порядки съемки. Если съемка объема FR производится в середине, т.е., например, производится 2 съемки SR, затем съемка FR и затем еще 2 съемки SR, съемка LR будет ближе ко всем съемкам SR, что снижает вероятность появления артефактов в случае наличия непрерывного дрейфа в съемках.
Благодаря получению трехмерного изображения, представляющего сердце в каждой из сердечных фаз, можно получить разнообразную информацию. Трехмерные изображения сердца в последовательных сердечных фазах можно отображать как функцию времени для представления движения сердца. Движущееся изображение можно использовать для определения конечно-систолического объема и конечно-диастолического объема и для осуществления другой диагностики. Изображения для выбранной сердечной фазы можно поворачивать, располагая их в нужной ориентации для упрощения анализа. Методы анализа изображений можно использовать для количественного определения максимального и минимального объемов левого желудочка. Из этой информации можно вычислить объем выброса и фракцию выброса.
Изобретение не ограничивается вычислением подобия на основании суммы квадратов разностей. Можно использовать другие метрики подобия, например сумму абсолютных разностей, нормализованную корреляцию или нормализованную взаимную информацию.
Никакие условные обозначения в нижеследующей формуле изобретения не следует считать ограничением формулы изобретения. Очевидно, что употребление глагола "содержать" и его производных не исключает наличия других элементов помимо указанного в любом пункте формулы изобретения. Употребление названия элемента в единственном числе не исключает наличия совокупности таких элементов.

Claims (9)

1. Способ формирования ультразвукового изображения в медицинских целях, содержащий этапы, на которых:
a) собирают, с первым разрешением, первые данные ультразвукового изображения, представляющие объем интересующего органа, в течение сердечного цикла пациента,
b) собирают, со вторым разрешением, более высоким, чем первое разрешение, вторые данные ультразвукового изображения, представляющие трехмерный сектор упомянутого объема, в течение другого сердечного цикла пациента,
c) сравнивают первые и вторые данные ультразвукового изображения упомянутого сектора для выявления подобия между первыми и вторыми данными ультразвукового изображения и в зависимости от результата сравнения
подтверждают вторые данные трехмерного ультразвукового изображения, если первые и вторые данные ультразвукового изображения, по существу, подобны, или в противном случае - дополнительно обрабатывают сектор.
2. Способ формирования ультразвукового изображения в медицинских целях по п.1, в котором этап сравнения первых и вторых данных ультразвукового изображения содержит этап, на котором вычисляют их подобие согласно одной из: суммы квадратов разностей, суммы абсолютных разностей, нормализованной корреляции или нормализованной взаимной информации.
3. Способ формирования ультразвукового изображения в медицинских целях по п.1, в котором этап подтверждения данных содержит этап, на котором регистрируют в памяти или отображают на дисплее вторые данные ультразвукового изображения сектора.
4. Способ формирования ультразвукового изображения в медицинских целях по п.1, в котором этап дополнительной обработки сектора содержит этап, на котором либо собирают новые данные ультразвукового изображения второго разрешения для упомянутого сектора и повторяют этап сравнения, либо интерполируют вторые данные трехмерного ультразвукового изображения.
5. Способ формирования ультразвукового изображения в медицинских целях по п.1, в котором объем представляет собой весь орган сердечно-сосудистой системы пациента, и способ содержит этап, на котором собирают, со вторым разрешением, совокупность вторых данных ультразвукового изображения, представляющих совокупность секторов, в течение совокупности сердечных циклов пациента, причем упомянутая совокупность секторов охватывает весь орган сердечно-сосудистой системы пациента.
6. Способ формирования ультразвукового изображения в медицинских целях по п.5, в котором, по меньшей мере, два сектора частично перекрываются.
7. Способ формирования ультразвукового изображения в медицинских целях по п.5, в котором этап сбора объема или сектора содержит этап, на котором собирают данные изображения в течение нескольких фаз сердечного цикла, и этап сравнения содержит этап, на котором сравнивают данные изображения сектора, собранные с первым разрешением в течение сердечной фазы, с данными изображения того же сектора, собранными со вторым разрешением в течение той же сердечной фазы.
8. Способ формирования ультразвукового изображения в медицинских целях по п.1, в котором этап дополнительной обработки содержит этап, на котором выводят предупреждающий сигнал.
9. Устройство для формирования ультразвукового изображения в медицинских целях, содержащее:
систему сбора, предназначенную для:
- сбора, с первым разрешением, первых данных ультразвукового изображения, представляющих объем интересующего органа, в течение сердечного цикла пациента,
- сбора, со вторым разрешением, более высоким, чем первое разрешение, вторых данных ультразвукового изображения, представляющих трехмерный сектор упомянутого объема, в течение другого сердечного цикла пациента, и
компаратор для сравнения первых и вторых данных ультразвукового изображения упомянутого сектора, причем устройство способно подтверждать вторые данные ультразвукового изображения, если первые и вторые данные ультразвукового изображения, по существу, подобны, или в противном случае дополнительно обрабатывать.
RU2009102059/08A 2006-06-23 2007-06-19 Способ и устройство для формирования трехмерного ультразвукового изображения RU2436514C2 (ru)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP06300720.7 2006-06-23
EP06300720 2006-06-23

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2009102059A RU2009102059A (ru) 2010-07-27
RU2436514C2 true RU2436514C2 (ru) 2011-12-20

Family

ID=38544283

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2009102059/08A RU2436514C2 (ru) 2006-06-23 2007-06-19 Способ и устройство для формирования трехмерного ультразвукового изображения

Country Status (8)

Country Link
US (1) US20090149756A1 (ru)
EP (1) EP2036041B1 (ru)
JP (1) JP5271262B2 (ru)
CN (1) CN101473349B (ru)
AT (1) ATE479166T1 (ru)
DE (1) DE602007008726D1 (ru)
RU (1) RU2436514C2 (ru)
WO (1) WO2007148279A1 (ru)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2653274C2 (ru) * 2012-08-30 2018-05-07 Конинклейке Филипс Н.В. Связанная сегментация в стандартных и контрастных ультразвуковых 3d-изображениях
RU184014U1 (ru) * 2018-01-25 2018-10-11 Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Центр информационных технологий в проектировании Российской академии наук Вычислительное устройство для формирования трехмерной модели внутренних органов по данным магнитно-резонансного и компьютерного томографа

Families Citing this family (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10687785B2 (en) 2005-05-12 2020-06-23 The Trustees Of Columbia Univeristy In The City Of New York System and method for electromechanical activation of arrhythmias
US7874991B2 (en) * 2006-06-23 2011-01-25 Teratech Corporation Ultrasound 3D imaging system
WO2011035312A1 (en) 2009-09-21 2011-03-24 The Trustees Of Culumbia University In The City Of New York Systems and methods for opening of a tissue barrier
WO2010014977A1 (en) * 2008-08-01 2010-02-04 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Systems and methods for matching and imaging tissue characteristics
WO2010030819A1 (en) 2008-09-10 2010-03-18 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Systems and methods for opening a tissue
US20120179044A1 (en) 2009-09-30 2012-07-12 Alice Chiang Ultrasound 3d imaging system
US10080544B2 (en) 2008-09-15 2018-09-25 Teratech Corporation Ultrasound 3D imaging system
KR101107478B1 (ko) * 2008-12-15 2012-01-19 삼성메디슨 주식회사 다수의 3차원 초음파 영상을 형성하는 초음파 시스템 및 방법
WO2011148275A1 (en) * 2010-05-26 2011-12-01 Koninklijke Philips Electronics N.V. High volume rate 3d ultrasonic diagnostic imaging of the heart
US9179892B2 (en) * 2010-11-08 2015-11-10 General Electric Company System and method for ultrasound imaging
WO2012162664A1 (en) 2011-05-26 2012-11-29 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Systems and methods for opening of a tissue barrier in primates
WO2014059170A1 (en) 2012-10-10 2014-04-17 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Systems and methods for mechanical mapping of cardiac rhythm
WO2014139032A1 (en) 2013-03-15 2014-09-18 Colibri Technologies Inc. Data display and processing algorithms for 3d imaging systems
US9247921B2 (en) 2013-06-07 2016-02-02 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Systems and methods of high frame rate streaming for treatment monitoring
US10322178B2 (en) 2013-08-09 2019-06-18 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Systems and methods for targeted drug delivery
US10028723B2 (en) 2013-09-03 2018-07-24 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Systems and methods for real-time, transcranial monitoring of blood-brain barrier opening
US11109842B2 (en) 2014-12-10 2021-09-07 General Electric Company Method and system for enhanced visualization of individual images in a real-time scan
EP3316789A1 (en) 2015-07-02 2018-05-09 Siemens Healthcare GmbH Intervolume lesion detection and image preparation
EP3463098B1 (en) 2016-06-06 2019-09-25 Koninklijke Philips N.V. Medical ultrasound image processing device
KR102182489B1 (ko) * 2016-07-26 2020-11-24 지멘스 메디컬 솔루션즈 유에스에이, 인크. 초음파 영상을 생성하는 방법, 초음파 시스템 및 기록매체
EP3569154A1 (en) 2018-05-15 2019-11-20 Koninklijke Philips N.V. Ultrasound processing unit and method, and imaging system
EP4059437A1 (en) * 2021-03-15 2022-09-21 Pulsify Medical Ultrasound system

Family Cites Families (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63171545A (ja) * 1987-01-09 1988-07-15 株式会社　日立メデイコ 超音波断層装置
US5456256A (en) * 1993-11-04 1995-10-10 Ultra-Scan Corporation High resolution ultrasonic imaging apparatus and method
US6056691A (en) * 1998-06-24 2000-05-02 Ecton, Inc. System for collecting ultrasound imaging data at an adjustable collection image frame rate
US5993390A (en) * 1998-09-18 1999-11-30 Hewlett- Packard Company Segmented 3-D cardiac ultrasound imaging method and apparatus
US6126598A (en) * 1998-10-01 2000-10-03 Atl Ultrasound, Inc. Ultrasonic diagnostic imaging system with adaptive spatial compounding
US6117081A (en) * 1998-10-01 2000-09-12 Atl Ultrasound, Inc. Method for correcting blurring of spatially compounded ultrasonic diagnostic images
JP4260938B2 (ja) * 1998-10-23 2009-04-30 株式会社東芝 ３次元超音波診断装置
US6447450B1 (en) * 1999-11-02 2002-09-10 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc ECG gated ultrasonic image compounding
US6416477B1 (en) * 2000-08-22 2002-07-09 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasonic diagnostic systems with spatial compounded panoramic imaging
JP4659974B2 (ja) * 2000-12-12 2011-03-30 株式会社東芝 超音波診断装置
CN100460872C (zh) * 2001-11-14 2009-02-11 株式会社东芝 超声波成像装置
US7103400B2 (en) * 2002-11-08 2006-09-05 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Artifact elimination in time-gated anatomical imaging
US7270634B2 (en) * 2003-03-27 2007-09-18 Koninklijke Philips Electronics N.V. Guidance of invasive medical devices by high resolution three dimensional ultrasonic imaging
CN1764849B (zh) * 2003-03-27 2010-05-26 皇家飞利浦电子股份有限公司 通过广角三维超声成像引导侵入式医疗设备
US7331927B2 (en) * 2003-10-28 2008-02-19 General Electric Company Methods and systems for medical imaging
JP2005152346A (ja) * 2003-11-26 2005-06-16 Aloka Co Ltd 超音波診断システム
US20050228280A1 (en) * 2004-03-31 2005-10-13 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Acquisition and display methods and systems for three-dimensional ultrasound imaging
US20060020204A1 (en) * 2004-07-01 2006-01-26 Bracco Imaging, S.P.A. System and method for three-dimensional space management and visualization of ultrasound data ("SonoDEX")
US20060058651A1 (en) * 2004-08-13 2006-03-16 Chiao Richard Y Method and apparatus for extending an ultrasound image field of view
WO2006038179A1 (en) * 2004-10-08 2006-04-13 Koninklijke Philips Electronics N.V. Three dimensional diagnostic ultrasonic image display
US20090149757A1 (en) * 2004-10-08 2009-06-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Three Dimensional Ultrasonic Scanning With Live Subvolumes
US20070255137A1 (en) * 2006-05-01 2007-11-01 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Extended volume ultrasound data display and measurement

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2653274C2 (ru) * 2012-08-30 2018-05-07 Конинклейке Филипс Н.В. Связанная сегментация в стандартных и контрастных ультразвуковых 3d-изображениях
RU184014U1 (ru) * 2018-01-25 2018-10-11 Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Центр информационных технологий в проектировании Российской академии наук Вычислительное устройство для формирования трехмерной модели внутренних органов по данным магнитно-резонансного и компьютерного томографа

Also Published As

Publication number Publication date
US20090149756A1 (en) 2009-06-11
DE602007008726D1 (de) 2010-10-07
CN101473349B (zh) 2013-03-27
JP2009540911A (ja) 2009-11-26
WO2007148279A1 (en) 2007-12-27
RU2009102059A (ru) 2010-07-27
JP5271262B2 (ja) 2013-08-21
ATE479166T1 (de) 2010-09-15
CN101473349A (zh) 2009-07-01
EP2036041B1 (en) 2010-08-25
EP2036041A1 (en) 2009-03-18

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2436514C2 (ru) Способ и устройство для формирования трехмерного ультразвукового изображения
US10410409B2 (en) Automatic positioning of standard planes for real-time fetal heart evaluation
US20200297321A1 (en) 3d ultrasound imaging system
US7103400B2 (en) Artifact elimination in time-gated anatomical imaging
JP4172962B2 (ja) 参照画像を同期させた超音波画像取得法
RU2677055C2 (ru) Автоматическая сегментация трехплоскостных изображений для ультразвуковой визуализации в реальном времени
JP5715123B2 (ja) 非ｅｃｇの生体同期収集による三次元胎児心臓撮像方法を用いた超音波画像診断システム及び方法
US8737710B2 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing apparatus and image processing method
CN109310399B (zh) 医学超声图像处理设备
US9877698B2 (en) Ultrasonic diagnosis apparatus and ultrasonic image processing apparatus
JP4763588B2 (ja) 超音波診断装置
US20160155222A1 (en) Medical image processing apparatus and medical image registration method using the same
JP6591195B2 (ja) 超音波診断装置及び制御プログラム
US20040215077A1 (en) Color ensemble interleave with artifact elimination in time-gated anatomical imaging
JP2002177273A (ja) 超音波診断装置
JP2008289548A (ja) 超音波診断装置及び診断パラメータ計測装置
JP2002330967A (ja) 超音波診断装置

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20130620