Результат интеллектуальной деятельности: АВТОМАТИЗИРОВАННАЯ ПОСЛЕДОВАТЕЛЬНОСТЬ ОПЕРАЦИЙ В ДВУХПЛОСКОСТНОМ РЕЖИМЕ PW ДЛЯ УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ОЦЕНКИ СТЕНОЗА

Настоящее изобретение относится к медицинским диагностическим системам и, в частности, к диагностическим ультразвуковым системам для оценки кровотока по стенозированным кровеносным сосудам или в других местах сердечно-сосудистой системы.

Важная процедура в процессе многих стандартных ультразвуковых исследований сосудов состоит в получении оценки стеноза или сужения артерии. Такую оценку обычно получают с использованием цветного доплеровского режима для нахождения стеноза и импульсного (PW) доплеровского режима для измерения пиковой скорости потока, которая коррелируется со степенью стеноза. Хотя приведенная последовательность операций хорошо обоснована для оценки стеноза сосудов, на нее распространяется ряд ограничений, широко известных клиническим пользователям. Во-первых, существует много этапов, выполняемых в ручном режиме, которые нуждаются в опытном пользователе для их успешного выполнения, а также могут требовать значительного количества времени. Кроме того, поскольку пользователь может только визуализировать поток сосуда посредством отображения в цветном доплеровском режиме в одной плоскости двумерного (2-мерного) изображения, то процедура требует изменения положения ультразвукового зонда путем его наклона вручную, чтобы точно визуализировать местоположение кровотока с пиковой скоростью. Пользователю трудно быть уверенным в том, что зонд действительно согласован с потоком с пиковой скоростью. Опытные пользователи используют доплеровский звуковой сигнал, чтобы вслепую определять местоположение наиболее стенозированного места в перпендикулярной плоскости изображения. Это занимает время и может также приводить к неточным измерениям пиковой скорости, когда согласование является неточным. Наконец, также трудно быть уверенным в том, что угловая коррекция, которая имеет целью установку оптимального угла между направлением потока и доплеровской линией (и необходима для определения фактической скорости потока), является точной, когда сосуд виден только в одной плоскости. Неточная угловая коррекция может приводить к возможности неточных измерений пиковой скорости и непостоянных результатов в повторяющихся измерениях, с разными пользователями и в разных лабораториях. Соответственно, желательно обеспечить последовательность операций ультразвукового исследования для сосудистой процедуры, которая устраняет приведенные источники ошибки, неточности и сложности процедуры.

В соответствии с принципами настоящего изобретения описаны диагностическая ультразвуковая система и последовательность операций, в которых получают и одновременно отображают две плоскости визуализации с разными ориентациями. Две плоскости являются пересекающимися плоскостями изображений в теле, которые допускают визуализацию стеноза или места исследования и угловую коррекцию в одной плоскости и независимое размещение доплеровского контрольного объема (SV) в обеих плоскостях. Описана полуавтоматическая реализация, в которой две плоскости изображения автоматически регулируют их относительную ориентацию для поддержки визуализации контрольного объема в обеих плоскостях. При автоматизированной реализации, оптимизация числа этапов последовательности операций выполняется автоматически.

На чертежах:

фиг. 1 иллюстрирует в виде блок-схемы ультразвуковую диагностическую систему визуализации, выполненную в соответствии с настоящим изобретением;

фиг. 2 иллюстрирует экран отображения ультразвуковой системы для обычного ультразвукового исследования по оценке стеноза;

фиг. 3 иллюстрирует последовательность операций типичного ультразвукового исследования по оценке стеноза;

фиг. 4 иллюстрирует экран отображения ультразвуковой системы для ультразвукового исследования по оценке стеноза в соответствии с настоящим изобретением;

фиг. 5 иллюстрирует последовательность операций ультразвукового исследования по оценке стеноза в соответствии с принципами настоящего изобретения;

фиг. 6 иллюстрирует последовательность операций ультразвукового исследования по оценке стеноза с высокой степенью автоматизации в соответствии с принципами настоящего изобретения.

На фиг. 1 ультразвуковая система, выполненная в соответствии с принципами настоящего изобретения, показана в виде блок-схемы. Ультразвуковой зонд 10 содержит массив 12 преобразователей из преобразовательных элементов, которые излучают ультразвуковые волны в тело и принимают возвратные эхо-сигналы. Излучаемые волны направляются в виде пучков или сканирующих линий для зондирования области интереса в теле. Одномерный массив можно использовать для излучения пучков в одной плоскости для двумерной визуализации. Для исследования по оценке стеноза в соответствии с настоящим изобретением, зонд 10 представляет собой зонд с матричным массивом, содержащий двумерный массив преобразовательных элементов 500, соединенный с микроформирователем 502 диаграммы направленности зонда. Зонд с матричным массивом можно использовать для излучения пучков по объемной области тела для трехмерной визуализации. Пучки могут направляться и фокусироваться зондом в разных направлениях, чтобы зондировать ткань в конкретных местоположениях или кровоток в конкретных направлениях, как более полно поясняется ниже. Для последовательности операций по настоящему изобретению зонд с матричным массивом можно применять в двухплоскостном режиме, как описано в патенте США 6,709,394 (Frisa et al.), в котором две пересекающиеся плоскости в трехмерной области сканируются и визуализируются одновременно. Управление и обработка пучков при излучении и приеме обеспечиваются контроллером 16 формирователей диаграммы направленности, который управляет микроформирователем 502 диаграммы направленности и системным формирователем 14 диаграммы направленности для излучения соответствующим образом сформированных пучков и формирования диаграмм направленности для принимаемых сигналов посредством задержки и суммирования в когерентные эхо-сигналы. В двухкаскадной системе формирования диаграмм направленности, показанной на фиг. 1, частичное формирование диаграммы направленности принимаемых сигналов выполняется микроформирователем диаграммы направленности, и завершение процесса формирования пучка выполняется системным формирователем диаграммы направленности. Формирователи диаграммы направленности могут управлять массивом преобразователей, чтобы сканировать пучки по требуемой области изображения, например, и периодически сканировать пучки по участку площади плоскости изображения, в которой следует оценить кровоток, с частотой следования импульсов (PRF), подходящей для скоростей кровотока, присутствующего в данной области тела.

Квадратурный полосовой фильтр 18 обрабатывает эхо-сигналы до получения квадратурных I- и Q-составляющих. Отдельные составляющие используются блоком 20 оценки доплеровского угла для оценки сдвига фазы или частоты доплеровского сигнала в точках, в которых следует выполнять доплеровское зондирование. Детектор 22 B-режима использует I- и Q-составляющие, чтобы выполнять детектирование в B-режиме для изображений тканей посредством взятия квадратного корня из суммы квадратов I- и Q-составляющих. Детектированные интенсивности эхо обрабатываются процессором 24 изображений B-режима на пространственной основе, чтобы сформировать двумерное или трехмерное изображение ткани в теле, которое обрабатывается для отображения процессором 36 отображения и отображается на экране 52 дисплея.

Доплеровские частоты в местоположениях в плоскости изображения, которые выдаются блоком 20 оценки доплеровского угла, могут отображаться непосредственно в значения скоростей потока в упомянутых местоположениях. Такие доплеровские данные вводятся в процессор 30 цветового картирования потока, который пространственно обрабатывает данные до получения формата двумерного или трехмерного изображения, в котором значения скоростей кодированы цветом. Полученная доплеровская цветовая карта накладывается на пространственно согласующееся изображение B-режима посредством процессора 36 отображения, чтобы изобразить местоположения в анатомии, в которых протекает поток, и скорость и направление такого потока посредством цветового кодирования. Доплеровские данные из конкретного места в изображении, выбранного размещением контрольного объема SV на таком местоположении в изображении, вводятся в процессор 32 спектрального доплеровского режима, который формирует отображение спектра изменения и распределения скоростей потока в данном месте с течением времени. Отображение в спектральном доплеровском режиме передается в процессор 36 отображения для обработки отображения в спектральном доплеровском режиме и его представления на экране 52 дисплея.

В последовательности операций по исследованию стеноза в соответствии с настоящим изобретением, данные цветового картирования потока из процессора 30 цветового картирования потока и, предпочтительно, пространственно согласующиеся с данными B-режима из процессора 24 изображений B-режима вводятся в процессор 40 положения цветового окна и угла поворота. Процессор положения цветового окна и угла поворота управляет автоматикой установок и функциональных возможностей цветового изображения потока, включая правильное позиционирование цветового окна, установку доплеровского угла пучков доплеровского зондирования, расположение контрольного объема SV в изображении и правильное позиционирование курсора угла потока для коррекции доплеровского угла. Для управления доплеровским углом, процессор положения цветового окна и угла поворота соединен с контроллером 16 формирователей диаграммы направленности, чтобы управлять направлениями пучков доплеровского зондирования. Настройка и управление процессором положения цветового окна и угла поворота обеспечиваются установкой элементов управления на панели 50 пользовательского управления. Графическое отображение функций, управляемых процессором положения цветового окна и угла поворота, например, контура цветового окна, графического изображения контрольного объема и курсора угла потока, обеспечивается посредством графического процессора 34, который соединен с процессором 36 отображения для наложения графического изображения на ультразвуковые изображения. Работа процессора 40 положения цветового окна и угла поворота более полно описана в патентной заявке США №61/541,353, «ULTRASOUND SYSTEM WITH AUTOMATED DOPPLER FLOW SETTINGS», поданной 30 сентября 2011 г.

Фиг. 2 представляет отображение ультразвуковой системой изображения в типичном дуплексном цветном доплеровском режиме /спектральном доплеровском режиме для проведения исследования по оценке стеноза в соответствии с современной стандартной практикой. Двумерное (2D) анатомическое ультразвуковое изображение 60 находится в верхней части экрана и отображение 62 в спектральном доплеровском режиме находится в нижней части экрана. Доплеровское зондирование выполняют внутри цветового окна 70, и цветовое изображение потока отображается внутри упомянутого окна. Окружающий участок изображения снаружи цветового окна 70 представляется полутонами в B-режиме, без наложенного изображения в цветном доплеровском режиме. Применение цветового окна задает границу области, в которой должно выполняться исследование в доплеровском режиме, и многократное излучение в доплеровском режиме для получения набора доплеровских данных не выполняется снаружи цветового окна. Ограничение излучения в доплеровском режиме только цветовым окном исключает потребность в многократном зондировании линий снаружи окна и, следовательно, ограничивает общее число циклов излучения-приема, необходимых для создания изображения, уменьшая, тем самым, время, необходимое для получения изображения, что повышает частоту кадров отображения в реальном времени. Пучки доплеровского зондирования для данных в спектральном доплеровском режиме излучают и принимают вдоль линии 68 направления пучка, и данные, используемые для отображения в спектральном доплеровском режиме, получают из эхо, приходящих из контрольного объема SV на линии направления пучка. Курсор 66 направления потока в Доплере, используемый для угловой коррекции, выровнен с продольной ориентацией кровеносного сосуда 64 и, следовательно, по существу параллелен направлению потока в сосуде, и доплеровский угол поворота является вертикальным углом цветового окна 70 и линии 68 направления пучка, которые, в общем, параллельны друг другу. В приведенном примере доплеровский угол поворота установлен, приблизительно, равным углу 60° относительно продольного направления кровеносному сосуду 64.

С помощью дуплексного доплеровского отображения, показанного на фиг. 2, типичное ультразвуковое исследование стеноза выполняется, как показано последовательностью операций на фиг. 3. Во-первых, ультразвуковая система устанавливается в цветной доплеровский режим, чтобы визуализировать место стеноза в кровеносном сосуде 64 на изображении 60 в цветном доплеровском режиме, как показано на этапе 80. Изображение в цветном доплеровском режиме оптимизируется на этапе 81 посредством позиционирования контрольного объема SV на сосуде 64 и регулирования угла поворота в цветном доплеровском режиме, продольного угла цветового окна 70. Затем клиницист исследует изображение, чтобы найти наиболее скоростной поток в сосуде 64, представленный цветами, соответствующими наибольшим скоростям на шкале 61 цветного доплеровского режима, на этапе 82. На этапе 83 клиницист наклоняет зонд 10, в то же время продолжая наблюдать изображение в цветном доплеровском режиме для обеспечения того, чтобы плоскость сканирования изображения пересекала сосуд 64 в местоположении пиковой скорости потока. Данное действие является, по существу, слепым поиском, так как каждое изменение плоскости сканирования представляет новые доплеровские значения в новом изображении, которые следует тщательно изучать в сравнении с цветами, ранее наблюдаемыми в других плоскостях, чтобы удостовериться, что цвет пиковой скорости присутствует в изображении. После того, как клиницист убеждается в том, что он визуализирует местоположение пиковой скорости, включается PW (импульсный) доплеровский режим для отображения линии 68 направления пучка в PW доплеровском режиме, и линия позиционируется, и контрольный объем SV в Доплере размещается на ней в местоположении пиковой скорости в изображении, как указано на этапе 84. Поскольку отображается новая плоскость изображения, то может потребоваться повторение оптимизации изображения в цветном доплеровском режиме (этап 81). После этого запускается прокручиваемое отображение PW доплеровского спектра (этап 85), с формированием отображения 62 в спектральном доплеровском режиме скоростей потока в местоположении контрольного объема SV, как показано в нижней части экрана. PW доплеровское отображение оптимизируется на этапе 86 посредством регулировки установки, например, установок доплеровской шкалы, доплеровского угла, размера контрольного объема и угловой коррекции. После этого зонд снова наклоняют, как указано на этапе 87, чтобы максимизировать мощность и/или скорость PW доплеровского сигнала для обеспечения записи максимальных скоростей потока в отображении спектра. Прокручиваемое отображение в спектральном доплеровском режиме фиксируется (останавливается на экране; сохраняется) на этапе 88, при этом, пиковые скорости и другие параметры кровотока можно измерять в отображении.

Как можно понять из вышеизложенного, приведенная процедура предусматривает большой объем манипуляций зондом и регулировки установок ультразвуковой системы, при этом все упомянутые действия лучше поручить клиницисту с большим опытом и высокой квалификацией. Приведенные проблемы решаются в соответствии с принципами настоящего изобретения посредством проведения исследования стеноза с помощью зонда с матричным массивом, работающего в двухплоскостном режиме, поясняемом отображением экрана ультразвуковой системы, представленным на фиг. 4, в связи со схемой последовательности операций на фиг. 5. Фиг. 4 показывает дуплексное ультразвуковое отображение, но с двумя изображениями 42 и 44 двухплоскостного режима. В двухплоскостном режиме преобразователь 500 в виде двумерного матричного массива поочередно сканирует две разных плоскости в теле, формируя два изображения 42 и 44. Как правило, одно из изображений, например, левое изображение на фиг. 4, является изображением опорной плоскости, выступающей нормально к центру массива преобразователей. Второе изображение, изображение 44 в приведенном примере, в таком случае поворачивается и/или наклоняется относительно плоскости опорного изображения. В предпочтительной реализации настоящего изобретения обе плоскости изображения можно переустанавливать друг относительно друга. Чтобы как левая, так и правая плоскости имели смысл, и их ориентация можно было легко понять пользователю, плоскости предпочтительно пересекаются в местоположении центра контрольного объема SV и по вектору, задаваемому либо линией 68 пучка в PW доплеровском режиме, либо углом наклона в режиме цветового картирования цветового окна 70 (в случае различия). Это означает, что если левое изображение 42 находится в плоскости чертежа, то плоскость 44 правого изображения отклонена от плоскости чертежа, когда цветным/PW доплеровским режимом управляют в левой плоскости. Производимое пользователем поперечное перемещение контрольного объема SV в левой плоскости будет вынуждать правую плоскость поперечно сдвигаться так, что правое изображение 44 всегда будет показывать, где находится контрольный объем SV в данной плоскости изображения. Перемещение контрольного объема SV в правой плоскости 44 будет подобным образом сдвигать плоскость левого изображения, в данном случае, по высоте (в или из плоскости чертежа). Для трапециидального двухплоскостного формата, плоскости (и линия 68 пучка в PW доплеровском режиме) будут исходить из общего начала, и поэтому все плоскости будут наклоняться, а не сдвигаться.

При дуплексном отображении, показанном на фиг. 4, ультразвуковое исследование стеноза может происходить, как показано в последовательности операций на фиг. 5. Стенозированный кровеносный сосуд 64 визуализируется с помощью двухплоскостного цветного доплеровского режима, как указано на этапе 90. На этапе 91 изображение в цветном доплеровском режиме оптимизируется позиционированием контрольного объема SV на сосуде 64 и выбором оптимального угла поворота в цветном доплеровском режиме, угла цветового окна 70a. Клиницист исследует левое изображение 60a двухплоскостного режима, чтобы найти наиболее скоростной поток в сосуде 64, представленный цветами, соответствующими наибольшим скоростям на шкале 61 цветного доплеровского режима, на этапе 92. На этапе 93 включается PW доплеровский режим, линия 68 пучка в PW доплеровском режиме отображается на левом изображении 60a, и клиницист регулирует положения линии 68 и контрольного объема SV по линии. В приведенном примере плоскость правого изображения 60b двухплоскостного режима выравнивается с линией 68 пучка в PW доплеровском режиме. На этапе 94 контрольный объем SV, показанный на правом изображении 60b, регулируют для его центрирования на пиковой скорости на цветовой карте потоков в сечении сосуда 64 в данной плоскости изображения. Клиницист может предпочтительно регулировать положение контрольного объема SV в плоскости правого изображения как поперечно, так и аксиально на пиковой скорости потока в правом изображении. Для данного изображения не требуется никакой регулировки угла поворота в цветном доплеровском режиме. Когда контрольный объем SV поперечно переустанавливают, то плоскость левого изображения может немного изменяться по высоте, чтобы сохранять обе плоскости выровненными вдоль линии 68 пучка в PW доплеровском режиме. В упрощенной реализации, контрольный объем SV ограничивается только аксиальной регулировкой (по глубине), и поперечная регулировка выполняется перемещением или покачиванием зонда по высоте таким образом, чтобы линия 68 оказалась на местоположении пиковой скорости на правом изображении. И вновь, плоскость левого изображения может перемещаться соответственно регулировке.

Прокрутка отображения 62 спектра в PW доплеровском режиме запускается на этапе 95, и отображение спектра оптимизируется, при необходимости, как описано выше, на этапе 96. Прокручиваемое отображение в спектральном доплеровском режиме фиксируется на этапе 97, и пиковые скорости и другие параметры кровотока измеряют в отображении.

Процедуру последовательности операций на фиг. 5 можно автоматизировать, чтобы дополнительно облегчить манипуляции пользователя и повысить точность, как показано в последовательности операций автоматизированной оценки стеноза, приведенной на фиг. 6, на которой этапам, ранее описанным на фиг. 5, присвоены такие же номера позиций. На этапе 193 позиционирование контрольного объема SV и установка оптимального доплеровского угла наклона в плоскости левого изображения выполняются автоматически для пользователя. Устройства и способы для автоматизации упомянутых регулировок описаны в вышеупомянутой патентной заявке США №61/541,353, включенной в настоящую заявку путем отсылки. Данная заявка описывает автоматическую установку курсора 66 угловой коррекции, а также автоматизированное центрирование местоположения контрольного объема в цветовом окне 70a. Автоматизированная регулировка местоположения контрольного объема в плоскости 60a левого изображения вызовет наклон или сдвиг положения плоскости правого изображения 60b. На этапе 194 процессор 40 аналогичным образом автоматически позиционирует контрольный объем SV в местоположении пиковой скорости в плоскости правого изображения. И снова, это окажет влияние в виде сдвига или наклона на плоскость левого изображения. На этапе 195, прокрутка отображения спектра в PW доплеровском режиме начинается автоматически после того, как выполнены предыдущие регулировки, и на этапе 196 отображение спектра оптимизируется автоматически, чтобы установить доплеровскую шкалу, базовую линию и усиление, как описано в международной патентной публикации WO 2003/019227 (Christopher et al.), «AUTOMATIC OPTIMIZATION OF DOPPLER DISPLAY PARAMETERS». Таким образом, клиницист быстро и точно находит место, в котором доплеровский спектр стенозированного кровотока можно зафиксировать, и его характеристики можно измерить.

Хотя способ по настоящему изобретению в идеале пригоден для оценки потоковых характеристик стеноза, будет понятно, что способ по изобретению полезен в других сердечно-сосудистых процедурах, в которых необходимо измерять пиковую скорость кровотока, например, при исследовании гемодинамики в камерах сердца и кровотока через клапаны.