Результат интеллектуальной деятельности: УЛЬТРАЗВУКОВАЯ ДИАГНОСТИКА РАБОТЫ СЕРДЦА С ИСПОЛЬЗОВАНИЕМ СЕГМЕНТАЦИИ МОДЕЛИ СЕРДЕЧНОЙ КАМЕРЫ ПОД КОНТРОЛЕМ ПОЛЬЗОВАТЕЛЯ

Настоящее изобретение относится к медицинским диагностическим ультразвуковым системам, конкретно, к использованию модели сердца для сегментации граничных линий миокарда под контролем пользователя с целью идентификации границы сердечной камеры.

Ультразвуковая визуализация обычно применяется для диагностики сердечной деятельности путем измерения параметров, таких как фракция выброса и минутный объем сердца. Такие измерения требуют, чтобы объем циркулирующей крови в сердечной камере в разные фазы сердечного цикла был очерчен в двух- или трехмерных изображениях сердечной камеры. Типовые измерения объема сердечных камер, таких как левый желудочек, производились посредством оконтуривания рукой пользователей эндокардиальной границы камеры. Такое оконтуривание подвержено значительной изменчивости вследствие различий в тех критериях, которые разные пользователи используют в определении положения оконтуривания. В попытках автоматизации такого оконтуривания границы были разработаны автоматические способы, такие как методика автоматического оконтуривания границы, описанная в патенте США 6,491,636 (Ченал (Chenal) и др.). В этом способе определяются положения анатомических ориентиров камеры, включающих в себя углы плоскости митрального клапана и вершину сердечной камеры. Один из множества стандартов, оцененные экспертами эндокардиальные формы, был затем приложен к этим ориентирам. Автоматически выведенная граница может затем быть вручную отрегулирована воспроизведением на экране дисплея соединительных линий между компонентами, которыми пользователь перемещает контрольные точки на границе, чтобы отрегулировать ее окончательное положение поверх эндокарда. Эта обработка выполнятся применительно к изображениям, полученным в фазах конечной систолы и конечной диастолы сердечного цикла. Две границы могут быть сравнены или вычтены для оценки фракции выброса ими минутного объема сердца. Например, в US 2009/0136109 описывается получение объема толщины миокарда сравнением идентифицированной эндокардиальной границы (которая определяет внутреннюю поверхность миокарда) и идентифицированной эпикардиальной границы (которая определяет наружную поверхность миокарда). Объем толщины миокарда по US 2009/0136109 является полым, с полым пространством внутри, определяющим объем сердечной камеры. Фракция выброса может быть оценена устоявшимися способами, такими как автоматизированный алгоритм Симпсона (правило дисков), для измерения фракции объема камеры, выбрасываемой с каждым сокращением сердца.

Но автоматизированные способы анализа изображений не всегда производят очертания камеры сердца, которые приемлемы для всех пользователей. Такой неудачный исход по большей части является следствием неспособности автоматизированных способов сообразно определять местоположение границы, где, как уверен любой данный пользователь, должна бы располагаться граница. В большинстве своем такая слабая эффективность происходит из-за расхождения между разными пользователями относительно того, каковы анатомические ориентиры, которые определяют, где лежит истинная граница.

Задачей настоящего изобретения является обеспечение пользователей простым автоматизированным инструментом для вычерчивания местоположения приемлемой границы сердечной камеры. Другая задача состоит в том, чтобы сделать это использованием автоматизированной деформируемой модели сердца, которая способна определять местоположение многих граничных линий миокарда. Еще одной задачей является то, чтобы такие вычерчивания были стандартизованы и способны к сравнению и обеспечению повторяемых результатов среди разных пользователей. Такие результаты обобщают подход одного практикующего врача в единственное значение, которое может быть понято и сообщено другим практикующим врачам, которые имеют такой же инструмент.

Эти задачи решаются независимым пунктом формулы изобретения. Предпочтительные варианты осуществления представляются в зависимых пунктах формулы изобретения.

В соответствии с принципами настоящего изобретения описываются диагностическая ультразвуковая система и способ, которые диагностируют сердечную деятельность. Получают изображения камеры сердца, и изображение сегментируют посредством использования деформируемой модели сердца, которая предназначена для вычерчивания как внутренней, так и наружной граничных линий миокарда, или, альтернативно, нескольких (3+) граничных линий миокарда. Обеспечивается контроль пользователя, который позволяет пользователю задавать предпочитаемое пользователем местоположение границы камеры по отношению к одной, обеим или нескольким из граничных линий, полученных сегментированием. Контроль пользователя обеспечивает одно значение, одну степень свободы, которые пользователь изменяет, чтобы определять положение границы, например, процентную долю расстояния относительно граничных линий, полученных сегментированием. Упомянутое одно значение может использоваться совместно с другими пользователями такого же инструмента, что позволяет другим пользователям получать такие же результаты с другими изображениями и, следовательно, обеспечивает стандартизацию по идентификации границы сердечной камеры.

На чертежах:

ФИГ. 1 - представление в виде блок-схемы ультразвуковой диагностической системы визуализации, выполненной в соответствии с принципами настоящего изобретения.

ФИГ. 2 - блок-схема, представляющая детали обнаружения границы для OLQB процессора, показанного на фиг. 1, в соответствии с принципами настоящего изобретения.

ФИГ. 3a и 3b - представление ориентиров левого желудочка, которые используются для обнаружения границы.

ФИГ. 4a, 4b и 4c - представление выведенных экспертами форм эндокардиальной границы, используемых для автоматизированного обнаружения границы.

ФИГ. 5a и 5b - представление очертания эпикардиальной и эндокардиальной границ в изображениях левого желудочка.

ФИГ. 6 - блок-схема последовательности операций работы деформируемой модели сердца для нахождения границ сердца в соответствии с настоящим изобретением.

ФИГ. 7a и 7b - изображения левого желудочка сердца в фазе конечной диастолы и конечной систолы, на которых прослежены эндокардиальная граничная линия и граница раздела между трабекулярным миокардом и компактным миокардом.

ФИГ. 8a и 8b - ультразвуковое изображение в фазе конечной систолы, показанное на фиг. 7b, в котором заданная пользователем граница расположена на 0% и 100% от расстояния между двумя граничными линиями сердца, прочерченными на фиг. 7b.

ФИГ. 8c - изображение сердца с заданной пользователем границей, расположенной на 40% от расстояния по направлению к границе раздела компактного миокарда от эндокардиального контура.

ФИГ. 8d - представление контроля пользователя с одной степенью свободы в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения, в которых задаваемая пользователем граница располагается относительно нескольких граничных линий миокарда.

ФИГ. 9 - представление задаваемых пользователем сердечных камер из двумерных изображений, которые были волюметрически измерены с использованием правила дисков.

ФИГ. 10 - представление задаваемой пользователем каркасной модели сердечной камеры из 3D ультразвукового изображения до волюметрического измерения.

Обратимся сначала к фиг. 1, где в форме блок-схемы представлена ультразвуковая диагностическая система 10 визуализации, выполненная в соответствии с принципами настоящего изобретения. Ультразвуковой зонд 12 включает в себя решетку 14 ультразвуковых преобразователей, которые передают и принимают ультразвуковые импульсы. Эта решетка может быть одномерной линейной или изогнутой решеткой для двумерной визуализации, или же может быть двумерной матрицей преобразующих элементов для управления электронным лучом в трех направлениях. Ультразвуковые преобразователи в решетке 14 передают ультразвуковую энергию и принимают эхо-отклики, отраженные в ответ на эту передачу. Схема 20 управления частотой передачи управляет передачей ультразвуковой энергии на желательной частоте или в полосе частот через переключатель 22 передачи/приема (ʺT/Rʺ), подсоединенный к ультразвуковым преобразователям в решетке 14. Моменты времени, когда решетка преобразователей активируется для передачи сигналов, могут быть синхронизированы по внутренним часам системы (не показаны) или могут быть синхронизированы по функции организма, такой как сердечный цикл, для которой форма сигнала сердечного цикла обеспечивается ECG устройством 26. Когда сердцебиение соответствует желательной фазе его цикла, как определено формой сигнала, обеспечиваемой ECG устройством 26, зонд получает команду на получение ультразвукового изображения. Это предоставляет возможность получения, например, в сердечных фазах конечной диастолы и конечной систолы. Частота и полоса частот ультразвуковой энергии, генерируемой схемой 20 управления частотой передачи, контролируется сигналом f_tr управления, генерируемым центральным контроллером 28.

Эхо-отклики от переданной ультразвуковой энергии принимаются преобразователями в решетке 14, которые генерируют эхо-сигналы, которые подаются через T/R переключатель и оцифровываются аналого-цифровыми (A/D) преобразователями 30, когда система использует цифровой формирователь луча. Могут быть также использованы аналоговые формирователи луча. A/D преобразователи 30 отбирают выборки принятых эхо-сигналов с частотой дискретизации, управляемой посредством сигнала f_s, генерируемого центральным контроллером 28. Желательная частота дискретизации, диктуемая теорией дискретизации, по меньшей мере вдвое превосходит наивысшую частоту принятой полосы пропускания и может иметь порядок 30-40 МГц. Частоты дискретизации, превышающие минимальное требование, также желательны.

Выборки эхо-сигналов от отдельных преобразователей в решетке 14 задерживаются и суммируются формирователем 32 луча для формирования когерентных эхо-сигналов. Для 3D визуализации с двумерной решеткой предпочтительно разделить формирователь луча между микроформирователем луча, расположенным в зонде, и главным формирователем луча в центральном компьютере системы, как описано в патенте США 6,013,032 (Savord) и патенте США 6,375,617 (Fraser). Цифровые когерентные эхо-сигналы затем фильтруются цифровым фильтром 34. В представленной ультразвуковой системе частота передачи и частота приема контролируются индивидуально, с тем чтобы формирователь 32 луча был свободен для приема полосы частот, которая отличается от переданной полосы частот, такой как полоса гармонических частот. Цифровой фильтр 34 выполняет полосовую фильтрацию сигналов и может также сдвигать полосу частот в диапазон низкий или модулирующих частот. Цифровой фильтр может быть фильтром того типа, который описан, например, в патенте США 5,833,613. Фильтрованные эхо-сигналы от ткани подаются от цифрового фильтра 34 в процессор 36 B-режима для обычной обработки изображений в B-режиме.

Фильтрованные эхо-сигналы контрастного вещества, такого как микропузырьки, подаются в процессор 38 контрастных сигналов. Контрастные сигналы часто используются для более четкого очерчивания эндокардиальной стенки в связи с контрастным веществом в кровяном депо сердечной камеры или для выполнения перфузионных исследований микроциркуляторной части сосудистого русла миокарда, как описано, например, в патенте США 6,692,438. Процессор 38 контрастных сигналов предпочтительно отделяет эхо-сигналы, возвращенные от гармонических контрастных веществ, способом импульсной инверсии, в котором эхо-сигналы, возникающие в результате передачи множества по-разному модулированных импульсов в местоположение изображения, объединяются, чтобы исключить основные компоненты сигнала и усилить гармонические компоненты сигнала. Предпочтительный способ импульсной инверсии описан, например, в патенте США 6,186,950.

Фильтрованные эхо-сигналы от цифрового фильтра 34 также подаются в допплеровский процессор 40 для обычной допплеровской обработки, чтобы выработать допплеровские сигналы скорости и мощности. Выходные сигналы от этих процессоров могут быть воспроизведены на дисплее в виде планарных изображений и подаются также в процессор 3D визуализации для визуального воспроизведения трехмерных изображений, которые запоминаются в памяти 44 3D изображений. Трехмерное визуальное воспроизведение может быть выполнено, как описано в патенте США 5,720,291 и в патентах США 5,474,073 и 5,485,842.

Сигналы от процессора 38 контрастных сигналов, процессора 36 B-режима и допплеровского процессора 40, и сигналы трехмерных изображений от памяти 44 3D изображений подаются в Cineloop® память 48, которая запоминает данные изображений для каждого из большого числа ультразвуковых изображений. Данные изображений предпочтительно запоминаются в Cineloop памяти 48 комплектами, где каждый комплект данных изображений соответствует изображению, полученному в соответствующее время. Данные изображений в группе могут быть использованы для воспроизведения на дисплее параметрического изображения, показывающего перфузию ткани в соответствующий момент времени в процессе сердцебиения. Группы данных изображений, хранящиеся в Cineloop памяти 48, могут также запоминаться в постоянном запоминающем устройстве, таком как накопитель на дисках или цифровой видеомагнитофон, для последующего анализа. В таком варианте осуществления изображения подаются также в QLAB процессор 50, где изображения анализируются, чтобы автоматически вычертить границы сердца, позволяя пользователю затем расположить границу так, чтобы, по мнению пользователя, была наиболее точно указана истинная граница камеры сердца. QLAB процессор может также производить количественные измерения различных аспектов анатомии в изображении и вычерчивать граничные линии и границы тканей автоматическим оконтуриванием границ, как описано в патентной публикации США № 2005/0075567 и PCT публикации № 2005/054898. Данные и изображения, производимы QLAB процессором, воспроизводятся на дисплее 52.

На фиг. 2 представлены дополнительные детали работы QLAB процессора по вычерчиванию задаваемой пользователем границы сердечной камеры в соответствии с принципами настоящего изобретения. Ультразвуковое изображение сердца обеспечивается источником 60 данных изображения сердца, который может быть Cineloop памятью 48, памятью 44 3D изображений или одним из процессоров 36, 38 или 40 обработки изображений, показанных на фиг. 1. Изображение сердца передается в процессор 62 автоматического обнаружения границы (ABD). ABD процессор может быть полностью автоматическим или полуавтоматическим (поддерживаемым пользователем) процессором изображений, который вычерчивает границу камеры в изображении сердца, и некоторые из них описаны ниже. В типичной полуавтоматической ABD системе пользователь назначает первый ориентир в изображении сердца указывающим устройством, таким как мышь или шаровой указатель, обычно расположенным на панели 70 управления ультразвуковой системы, или же клавиатурой рабочей станции, которые управляют перемещением курсора по изображению. В примере на фиг. 3a, например, первым назначенным ориентиром является среднее фиброзное кольцо митрального клапана (MMA) внизу левого желудочка (LV) на представленном виде. Когда пользователь ʺкликаетʺ по MMA в изображении, появляется графический маркер, такой как белая контрольная точка, обозначенная цифрой ʺ1ʺ на чертеже. Затем пользователь назначает второй ориентир, в этом примере боковое фиброзное кольцо митрального клапана (LMA), которое указано второй белой контрольной точкой, обозначенной цифрой ʺ2ʺ на фиг. 3b. Линия, произведенная ABD процессором, затем автоматически соединяет две контрольные точки, которые в случае продольного вида левого желудочка указывают плоскость митрального клана. После этого пользователь перемещает указатель в вершину эндокарда, которая является самой верхней точкой в пределах полости левого желудочка. Когда пользователь перемещает указатель к этому третьему ориентиру в изображении, шаблонная форма эндокардиальной полости левого желудочка динамически следует за указателем, искривляясь и вытягиваясь, когда управляемый пользователем указатель ищет вершину LV камеры, как показано на фиг. 5a. Этот шаблон, показанный белой линией на фиг. 5a, закрепляется первой и второй контрольными точками 1 и 2 и проходит через третью контрольную точку, которая располагается на вершине, когда пользователь ʺкликаетʺ указателем на вершине, располагая третью контрольную точку. Типичные шаблоны границы LV камеры показаны на фиг. 4a, 4b и 4c. Эти шаблоны определены из многих экспертных операций оконтуривания LV эндокардиальной границы у многих пациентов. Шаблон 80 на фиг. 4a является удлиненным шаблоном, типичным для многих здоровых пациентов. Шаблон 82 на фиг. 4b является более луковицеобразным по форме, характерным для многих пациентов с застойной сердечной недостаточностью. Шаблон 84 является третьим возможным вариантом, более каплевидным по форме. Шаблон, который наилучшим образом приспосабливается к трем анатомическим ориентирам, определенным пользователем, выбирается ADD процессором 62 и искривляется, чтобы совпасть с тремя определенными пользователем ориентирами. При расположении и согласовании с ориентирами шаблон 80, 82 или 84 эндокардиальной полости обеспечивает приблизительное оконтуривание эндокарда LV, как показано на фиг. 5a. В примере на фиг. 5a черная линия, которая разрезает пополам левый желудочек, следует за указателем, когда он приближается и назначает вершину. Эта черная линия закрепляется между центром линии, указывающей плоскость митрального клапана, и вершиной левого желудочка, по существу указывая центральную линию между центром митрального клапана и вершиной полости.

После того как ABD процессор 62 найдет эндокардиальное окаймление LV, он попытается затем найти эпикардиальную граничную линию. Это показано на фиг. 5b, где пользователь переместил курсор и ʺкликнулʺ на вершине 4 снаружи черного миокарда на чертеже. Изображения на фиг.5 являются гармоническими изображениями с увеличенной контрастностью, в которых камера LV была заполнена контрастным веществом, но это вещество еще не полностью перфузировано в миокард, вот почему LV камера выглядит очень яркой по сравнению с более темным окружающим миокардом в этом изображении. Когда пользователь ʺкликаетʺ по эпикардиальной вершине, ABD процессор, как и раньше, выбирает наружный или эпикардиальный шаблон, подобный шаблонам на фиг. 4, и подгоняет его к эпикарду, как показано на фиг. 5b. Изображение сердца имеет теперь как эндокардиальную границу (линия, соединяющая ориентиры 1, 3 и 2), границу раздела кровяное депо-миокард, так и эпикардиальную границу (линия, соединяющая ориентиры 1, 4 и 2), самую удаленную от середины поверхность сердца, вычерченные в изображении оконтуриванием, производимым графическим генератором 66.

Вместо полуавтоматической операции, требующей вмешательства пользователя, ABD процессор может вычерчивать границу LV полностью автоматически, как описано в упомянутом выше патенте США 6,491,636. Как было пояснено здесь, процессор изображений может быть выполнен с возможностью нахождения углов и вершины митрального клапана автоматически с последующим наложением шаблона на автоматически расположенные ориентиры. Однако предпочтительный способ автоматического вычерчивания границ миокарда связан с деформируемой моделью сердца, как показано на фиг. 6. Модель сердца является пространственно определенным математическим описанием структуры ткани типичного сердца, которая может быть наложена на сердце, когда оно появляется в диагностическом изображении, определяя тем самым конкретную анатомию изображаемого сердца. В отличие от стандартной модели сердца, предназначенной для идентификации внутренних структур сердца, таких как клапаны и камеры, модель сердца по настоящему изобретению приспособлена для определения местоположения многих относящихся к миокарду граничных линий, включая сюда как внутреннюю эндокардиальную граничную линию, так и наружную границу раздела между трабекулярным миокардом и компактным миокардом. Процесс на фиг. 6 начинается с получения изображения сердца на этапе 90. Положение сердца затем определяется на изображении сердца посредством обработки данных изображения обобщенным преобразованием Хафа на этапе 92. В этот момент ориентация сердца не задана, поэтому рассогласования в параллельном переносе, повороте и масштабировании сердца в данных изображения корректируются использованием одного преобразования подобия для всей модели сердца на этапе 94. Далее, на этапе 96 модель деформируется, и аффинные преобразования назначаются применительно к конкретным зонам сердца. Затеем ограничения на деформацию ослабляются, позволяя деформировать модель сердца по отношению к кусочно-аффинному преобразованию на этапе 98, и деформируемая с ограничением по форме модель сердца изменяется по размеру и деформируется таким образом, что каждая часть модели подгоняется к действительной анатомии пациента, как показано в изображении на отснятой фазе сердечного цикла, включающем в себя как внутренние, так и наружные граничные линии миокарда. Таким образом, модель точно адаптирована к граничным линиям органа, показанным на изображении сердца, определяя тем самым граничные линии, включающие в себя эндокардиальные линии, границу раздела между трабекулярным миокардом и компактным миокардом и эпикардиальную границу. В предпочтительной реализации такой модели сердца сначала находится граница раздела между трабекулярным миокардом и компактным миокардом, так как она обычно появляется как хорошо определимый градиент между ярко освещенной зоной и зоной умеренного освещения в ультразвуковом изображении. Эндокардиальная граничная линия обычно менее хорошо определима в модели сердца из-за желания обладать способностью к нахождению изменяемого местоположения менее хорошо определимой линии, кода она появляется в ультразвуковом изображении. В отличие от изображений сердца с увеличенной контрастностью на фиг. 5a и 5b неконтрастное ультразвуковое изображение будет обычно проявлять относительно резкую границу раздела между тканью с эхо-сигналами относительно высокой интенсивности, окружающей миокард, и миокардом с умеренной интенсивностью, и относительно менее резкую границу раздела между миокардом и кровяным депо камеры с низкой интенсивностью. Это приводит к тому, что предпочтительнее различать сначала внешнюю границу миокарда, чем внутреннюю эндокардиальную граничную линию, когда диагностическое изображение получается в отсутствие контрастного вещества. Когда координаты граничной линии будут найдены, они сообщаются графическому генератору 66, который генерирует оконтуривающие кривые, которые наносятся на изображение в вычисленных положениях.

На фиг. 7 показаны два ультразвуковых изображения, одно с обеими граничными линиями миокарда, вычерченными в фазе конечной диастолы (фиг. 7a), и второе с обеими граничными линиями миокарда, вычерченными в фазе конечной систолы (фиг. 7b). Граничная линия компактного миокарда вычерчена черной, а эндокардиальная граничная линия вычерчена белой на этих изображениях. Таким образом, имея обе граничные линии, определенные использованием модели сердца, пользователь управляет средством 64 вычерчивания с помощью пользовательского элемента управления на панели 70 управления, чтобы указать положение между двумя миокардиальными оконтуривающими кривыми, где, по мнению пользователя, располагается истинная граница камеры. В одном варианте реализации пользователь работает с одним регулируемым элементом управления, посредством которого пользователь может располагать эндокардиальную границу в положении, которое смещено на выбранную процентную долю расстояние между ранее вычерченной граничной линией и ранее вычерченной границей раздела между трабекулярным миокардом и компактным миокардом. На фиг. 8a показано изображение в фазе конечной систолы с фиг. 7b, когда единственный регулируемый элемент управления установлен на 0%, а на фиг. 8b показано то же изображение, когда пользовательский элемент управления установлен на 100%, и в этом случае обозначенная белой линией граница располагается снаружи миокарда. Визуальное оконтуривание задаваемой пользователем границы также производится графическим генератором 66 в системе на фиг. 1 для наложения на ультразвуковое изображение. Устанавливаемая пользователем граница располагается в запрашиваемом положении, которое измеряется ортогонально к эндокардиальной оконтуривающей кривой и на запрашиваемой процентной доле расстояния между двумя граничными линиями. В этих примерах две оконтуривающие кривые миокардиальной граничной линии не показаны для упрощения представления, хотя автоматически вычерчиваемые оконтуривающие кривые могут быть также показаны, если это потребуется.

На фиг. 8d показана ситуация, в которой пользователь отрегулировал располагаемую пользователем границу (обозначенную белой линией) таким образом, что имеется расстояние в 40% по направлению к эпикардиальной или компактного миокарда границе раздела от эндокардиальной оконтуривающей кривой. Это осуществляется передвижением ползунка 100 влево или вправо в щели 102. Когда ползунок передвигается пользователем, контролируемая пользователем оконтуривающая кривая 110 границы перемещается назад и вперед между двумя граничными линиями миокарда. В примере на фиг. 8d ползунок 100 показан как сенсорный элемент управления на экране дисплея, который управляется мышью или другим элементом управления пользовательского интерфейса, хотя этот ползунок может альтернативно быть физическим ползунком, кнопкой или переключателем, или же шаровым указателем на обычной панели управления ультразвуковой системы. Пользовательский элемент управления может быть также реализован как тумблер, кнопка-переключатель, списочное окно или окно с цифровым вводом. Если пользователь имеет предпочтительную процентную долю для большинства случаев, оно может быт сохранено в качестве значения по умолчанию. В примере на фиг. 8d числовая процентная доля воспроизводится на экране дисплея и изменяется в зависимости от передвижения ползунка 100. На фиг. 8d показан также увеличенный вид 104 участка оконтуренных граничных линий. Пользователь ʺкликаетʺ на точке миокарда в изображении слева, и участок миокарда появляется в увеличенном виде 104 с управляемой пользователем границей 110, показанной между граничными линиями 106 (внешняя граничная линия) и 108 (внутренняя граничная линия) миокарда. Когда пользователь передвигает ползунок 100, граница 110 перемещается между двумя вычерчиваемыми системой граничными линиями 106 и 108. Перемещаемая пользователем граница может также располагаться, используя диапазон более 100%, как показано на увеличенном виде 104'. Задаваемое пользователем положение A (110'A) является положением за пределами граничной линии 106' компактного миокарда и выражается дальностью свыше 100%, в то время как задаваемое пользователем положение C (110'C) находится в пределах эндокардиальной оконтуривающей кривой 108' и выражается дальностью в виде отрицательной процентной доли. Задаваемое пользователем положение B (110'B), находящееся между эндокардиальной граничной линией и граничной линией компактного миокарда, может изображаться на дальности в диапазоне между 0% и 100%.

Альтернативно, для удобства пользователя, управляемая (задаваемая) пользователем граница может перемещаться по отношению к трем очертаниям, как показано на фиг. 8d (под правым видом 104'): граничной линии 106' компактного миокарда и эндокардиальной граничной линии 108', которые соответствуют одной и той же процентной доле, 100% и 0% соответственно, что и в предыдущем примере; и дополнительной граничной линии 109', соответствующей процентной доле в 200%, причем эта дополнительная граничная линия 109' располагается на эпикардиальной граничной линии. В показанном примере ползунок 100 отрегулирован на значение 150%, соответствующее заданному пользователем положению границы 110' между граничной линией 106' компактного миокарда и эпикардиальной граничной линией 109'. Альтернативой третьей граничной линии является обращение к тому фату, что имеется другая граничная линия за пределами линии (106') компактного миокарда, которая является эпикардиальной граничной линией (определенной в этом примере как дополнительная граничная линия), и упомянутая эпикардиальная граничная линия может быть также охарактеризована заметным и обнаруживаемым градиентом в ультразвуковом изображении, который может быть использован для ограничения ползунка одной степенью свободы. Эпикардиальная граничная линия может быть также идентифицирована процессором изображений границы.

Ползунок является элементом управления с одной степенью свободы. Пользователь устанавливает положение границы 110 вокруг камеры простой установкой единственного значения, контролируемого ползунком. Это значение может быть сообщено другим пользователям, которые могут получить такие же результаты, используя то же самое единственное численное значение.

На фиг. 9 и 10 показано, как задаваемые пользователем границы сердечной камеры по настоящему изобретению могут быть использованы для измерения параметров, таких как минутный объем сердца и фракция выброса. На виде в перспективе по фиг. 9 две заданные пользователем границы 210 и 212 одновременно полученных двумерных изображений LV показаны на основании 220, которое представляет плоскость митрального клапана. Метка вершины двух границ обозначена позицией 230. В этом примере плоскости изображения двух границ в двумерном изображении ортогональны по отношению друг к другу. Объем внутри двух границ 210 и 212 математически разделяется на разнесенные плоскости 222, которые параллельны плоскости 220 основания. Эти плоскости пересекают левую строну границы 210, как обозначено буквами a, a, и пересекают правую строну границы 210, как обозначено буквами c, c. Эти плоскости пересекают ближнюю к нам сторону оконтуривающей кривой, как обозначено буквами b, b.

Эллипс математически вписывается в четыре точки пересечения a, b, c, d каждой плоскости 222, как показано на фиг. 9. Хотя могут быть использованы кривые или изогнутые линии, отличающиеся от эллипса, включая сюда дуги и сложные формы, эллипс обеспечивает преимущество в том, что формула Симпсона была клинически валидирована при работе с эллипсами. Объем дисков, определенный плоскостями 222 и эллипсами, может быть вычислен по правилу дисков, чтобы оценить объем LV.

На фиг. 10 показана модель в виде проволочного каркаса, выполненная по заданной пользователем границе в трехмерном изображении сердечной камеры. Горизонтальные секции 232, 234, 236 проволочного каркаса являются линиями границы, которые пересекают вертикальные секции 210, 212 границы в точках a, b, c и d пересечения. Горизонтальные секции параллельны основанию 220 в плоскости митрального клапана. Объем внутри проволочного каркаса может быть определен вычислением по модифицированному правилу дисков или другим способом волюметрической оценки. Когда объем, вычисленный, как показано на фиг. 9 или 10, для изображения в фазе конечной систолы, вычитается из объема, вычисленного для изображения в фазе конечной диастолы, и разделяется на него же, результат является оценкой фракции выброса.

Другие вариации описанного выше будут легко приходить на ум специалистам в данной области техники. Вместо процентного исчисления задаваемая пользователем граница может располагаться на инкрементном расстоянии от прослеженной вручную или автоматически граничной линии. Ползунок может быть прокалиброван в расстоянии, с тем чтобы положение задаваемой пользователем границы задавалось, например, определяемым пользователем числом миллиметров смещения относительно опорной граничной линии. Вместо того чтобы использовать две прослеженные граничные линии, задаваемая пользователем граница может быть расположена относительно одной прослеженной граничной линии или может располагаться на определенном интерполяцией смещении относительно более чем двух граничных линий.