用于胎儿心脏评估的方法和系统与流程

1.本发明涉及胎儿超声成像的领域，并且更具体而言涉及胎儿心脏超声评估的领域。


背景技术：

2.先天性心脏病(chd)是一种常见疾病，影响大约1％的活产儿，并且约占所有先天性疾病的1/3。胎儿超声筛查被推荐给全世界怀孕18-24周的每一位孕妇，并提供至少5个并且上至8个推荐的胎儿心脏筛查视图。胎儿心脏是复杂的结构，并且为了筛查异常，推荐的视图包括b型(灰度)、多普勒(彩色)和m模式超声，以理解胎儿心脏的结构和功能。
3.chd在胎儿生命中可能是无症状的，但在出生后会导致显著的发病率和死亡率，并且是出生缺陷新生儿婴儿死亡的主要原因。越早诊断出chd，出生时的结果和治疗选择就越好。对于特定的chd病变(例如hlhs的宫内主动脉瓣形成)，也有越来越多的可用和有效的宫内疗法，可以显著改善胎儿的健康。这些潜在的好处都依赖于对chd的准确产前诊断。即使在普及产前超声的地区，社会chd的产前诊断率为30-50％。
4.这种诊断缺口的主要原因是在解释胎儿心脏图像方面的专业知识不足，这是由于胎儿心脏小而跳动快以及护理人员较少遇到先天性心脏病而给出的诊断挑战。心脏病的迹象通常很微小，需要仔细有针对性的检查。胎儿心脏评估通常在胎龄18周和22周时进行，但是某些形式的先天性心脏病甚至可能在妊娠早期阶段被发现，而其他先天性心脏病可能会在以后出现或被发现。
5.因此，需要一种在产前超声检查中更准确地识别和评估chd的方法。


技术实现要素：

6.本发明由权利要求所定义。
7.根据本发明的一个方面的示例，提供了一种用于导出胎儿心脏的生物计量参数的方法，所述方法包括：
8.采集感兴趣区域的多幅超声图像，其中，所述感兴趣区域包括胎儿心脏；
9.将所述多幅超声图像与预定义的临床视图进行比较；
10.基于所述比较来选择与所述预定义的临床视图有关的一组超声图像，其中，所述一组超声图像表示至少一个心动周期；
11.在所述一组超声图像中的超声图像内检测胎儿心脏的解剖标志；
12.跨所述一组超声图像检测或跟踪所述胎儿心脏的所述解剖标志；并且
13.基于从所述一组超声图像中的一幅或多幅超声图像中检测或跟踪的解剖标志来导出胎儿心脏的生物计量参数。
14.该方法提供了一种准确评估胎儿心脏的(一个或多个)生物计量参数的方法。
15.胎儿心脏由于其运动和高度可变性通常难以研究。
16.通过在整个心动周期内自动选择对应于期望的临床视图的一组超声图像并跨所
述一组图像跟踪解剖标志，可以准确地导出胎儿心脏的生物计量参数。
17.在一个实施例中，跟踪所述解剖标志包括：
18.利用所述胎儿心脏的动态模型自动检测超声图像中的解剖标志；并且
19.使用所述胎儿心脏的动态运动模型跨所述一组超声图像检测和跟踪所述解剖标志。
20.以此方式，可以以点精度跟踪解剖标志，从而提高导出的生物计量参数的准确性。
21.在进一步的实施例中，所述多幅超声图像包括：
22.二维超声图像，其中，所述动态运动模型的所述跟踪点是从图像导出的；或者
23.3d超声图像，其中，所述动态运动模型的所述跟踪点是从体积导出的；
24.在一个实施例中，所述方法包括检测多个解剖标志，跨所述一组超声图像跟踪所述多个解剖标志，并且基于所述多个跟踪的解剖标志来导出所述胎儿心脏的生物计量参数。
25.通过跟踪多个解剖标志，可以以更高的准确度导出更多种类的生物计量参数。
26.在一个实施例中，所述多幅超声图像是2d超声图像，并且其中，所述方法包括基于多个跟踪的解剖标志来导出3d生物计量参数。
27.以此方式，可以从2d超声图像准确地导出3d生物计量参数，例如心腔体积。
28.在一个实施例中，所述预定义的临床视图包括以下中的一项或多项：
29.腹部视图；
30.四腔观；
31.左心室流出道视图；
32.右心室流出道视图；
33.三血管视图；
34.三血管气管视图；
35.主动脉弓视图；以及
36.导管弓视图。
37.在一个实施例中，所述预定义的临床视图包括多个视图。
38.在进一步的实施例中，所述方法包括在心动周期的共同点处针对所述多个视图中的每个视图对2d超声图像加书签。
39.这样，从常规的2d超声扫描中，可以从多个不同的观察平面观察心动周期中的同一点的胎儿心脏。
40.在一个实施例中，所述方法还包括基于导出的生物计量参数来为感兴趣超声图像加书签。
41.这样，与生物计量参数相关的图像可以被加书签以供参考。
42.在一个实施例中，所述方法还包括基于导出的生物计量参数来为感兴趣电影回放加书签。
43.以此方式，与生物计量参数相关的一系列图像(例如，给定视图的一个心动周期，例如四腔观或心动周期中的所有相关视图)可以被加书签以供参考。
44.在一个实施例中，所述生物所述计量参数是根据以下中一项或多项导出的：
45.腹部参数；
46.胸部参数；
47.心房参数；
48.心室参数；
49.动脉参数；
50.壁参数以及
51.瓣膜参数。
52.在一个实施例中，所述方法还包括：
53.识别所述一组超声图像中的超声图像内的门控位置以放置多普勒门(doppler gate)；
54.基于所述解剖标志跨所述一组超声图像跟踪所述门控位置；并且
55.自动将多普勒门定位在跟踪的门控位置。
56.以此方式，可以自动采集胎儿心脏的彩色多普勒数据。例如，可以跨所述一组图像跟踪心脏的瓣膜或中隔，以确保多普勒门被保持在正确的瓣膜或中隔内。例如，可以在心室中隔上放置门，以评估由于中隔上的孔而直接在左心室和右心室之间流动的血液。
57.在一个实施例中，所述方法还包括执行从所述一组超声图像中收集的自动m-模式数据，其中，执行自动m-模式数据收集包括：
58.基于跟踪的解剖结构，在所述一组超声图像上自动定义一组或多组波束；
59.沿波束线收集m模式数据；并且
60.跨心动周期基于跟踪的解剖特征来跟踪解剖位置处的所述波束线。
61.以此方式，可以获得与在给定解剖位置沿给定线的运动有关的准确数据，以用于进一步分析。m模式数据可以例如识别心律失常。
62.根据本发明的一个方面的示例，提供了一种包括计算机程序代码单元的计算机程序，当所述计算机程序在计算机上运行时，所述计算机程序代码单元适于实施如上所述的方法。
63.根据本发明的一个方面的示例，提供了一种用于导出胎儿心脏的生物计量参数的系统，所述系统包括处理器，所述处理器适于：
64.采集感兴趣区域的多幅超声图像，其中，所述感兴趣区域包括胎儿心脏；
65.将所述多幅超声图像与预定义的临床视图进行比较；
66.基于所述比较来选择与所述预定义的临床视图有关的一组超声图像，其中，所述一组超声图像表示至少一个心动周期；
67.在所述一组超声图像内检测所述胎儿心脏的解剖标志；
68.在所述一组超声图像中跟踪所述胎儿心脏的解剖标志；并且
69.基于跟踪的解剖标志来导出所述胎儿心脏的生物计量参数。
70.参考下文描述的实施例，本发明的这些和其他方面将变得显而易见并得以阐述。
附图说明
71.现在将参考附图详细描述本发明的范例，其中：
72.图1示出了用于解释一般操作的超声诊断成像系统；
73.图2示出了本发明的方法；并且
74.图3示出了胎儿心脏在收缩末期的第一超声图像和在舒张末期的第二超声图像。
具体实施方式
75.将参考附图来描述本发明。
76.应当理解，详细说明和具体示例虽然指示了设备、系统和方法的示例性实施例，但是仅旨在用于说明的目的，而并不旨在限制本发明的范围。根据以下说明、所附权利要求书和附图，将更好地理解本发明的设备、系统和方法的这些和其他特征、方面和优点。应该理解，附图仅是示意性的，并且未按比例绘制。还应该理解，贯穿附图，使用相同的附图标记来表示相同或相似的部分。
77.本发明提供一种用于导出胎儿心脏的生物计量参数的方法。所述方法包括采集感兴趣区域的多幅超声图像，其中，所述感兴趣区域包括胎儿心脏，并且将多幅超声图像与预定义的临床视图进行比较。基于所述比较来选择与所述预定义的临床视图有关的一组超声图像，其中，所述一组超声图像表示至少一个心动周期。
78.在所述一组超声图像的超声图像内检测胎儿心脏的解剖标志并且跨所述一组超声图像检测或跟踪所述胎儿心脏的解剖标志。然后基于从所述一组超声图像中的一幅或多幅超声图像中检测或跟踪的解剖标志来确定胎儿心脏的生物计量参数。
79.各种超声测量，例如双顶径(bpd)、冠臀长(crl)、头围(hc)、腹围(ac)和股骨长度(fl)可用于估计胎儿的胎龄(ga)。这些测量均基于身体生长(质量或比例)，其受遗传变化(例如胎儿头部尺寸和形状)、性别和胎儿生长过程中固有变化性的影响。来自胎儿超声心动图的胎儿心率和胎儿心脏瓣膜间隔可用作估计ga的替代量度，并证明与crl相关。
80.胎儿超声心动图是对心脏结构和功能的详细评估，通常涉及使用多达8个推荐视图对胎儿心脏进行连续分段分析。推荐的视图可能包括：(a)腹部视图(abdo)；(b)四腔观(4c)；(c)左心室流出道(lvot)；(d)右心室流出道(rvot)；(e)三血管视图(3vv)；(f)三血管气管视图(3vt)；(g)主动脉弓(aa)；(h)动脉导管拱门(da)。分段分析包括对胎儿右/左取向的初步评估，随后可能会评估以下分段以及它们的关系：内脏/腹部位置，包括胃位置和心尖位置；心房评估，包括部位、全身和肺静脉连接、静脉解剖结构、心房解剖结构(包括中隔)和卵圆孔；心室评估，包括位置、心房连接、心室解剖结构(包括中隔)、相对和绝对尺寸、功能和心包；大动脉评估(主动脉、肺动脉主干和分支动脉以及动脉导管)，包括相对于气管的位置、心室连接和血管尺寸、通畅性和流量(速度和方向)；房室交界，包括房室(例如二尖瓣和三尖瓣)瓣膜的解剖结构、尺寸和功能；以及心室动脉交界评估，包括半月瓣(如主动脉和肺)瓣膜的解剖结构、尺寸和功能，包括肺下和主动脉下区域的评估。
81.然而，胎儿心脏是一个难以使用典型超声心动图技术来测量的器官。
82.首先将参考图1来描述示例性超声系统的一般操作，并且重点在于系统的信号处理功能，因为本发明涉及对由换能器阵列测量的信号的处理。
83.所述系统包括阵列换能器探头4，所述阵列换能器探头具有用于发射超声和接收回波信息的换能器阵列6。换能器阵列6可以包括：cmut换能器；压电换能器，其由pzt或pvdf等材料制成；或任何其他合适的换能器技术。在该示例中，换能器阵列6是能够扫描感兴趣区域的2d平面或三维体积的换能器8的二维阵列。在另一个示例中，换能器阵列可以是1d阵列。
84.换能器阵列6被耦合到微波束形成器12，微波束形成器控制换能器元件的信号接收。如美国专利us 5997479(savord等)，us 6013032(savord)和us 6623432(powers等)中所述，微波束形成器能够对换能器的子阵列(一般称为“组”或“贴片”)接收的信号进行至少部分波束形成。
85.应当指出，微波束形成器是完全任选的。此外，系统包括发射/接收(t/r)开关16，微波束形成器12可以被耦合到括发射/接收开关16并且在发射和接收模式之间对阵列进行切换，并且在没有使用微波束形成器并且换能器阵列由主系统波束形成器直接操作的情况下保护主波束形成器20免受高能量发射信号的影响。从换能器阵列6的超声束的发射通过t/r开关16耦合到微波束形成器和主发射波束形成器(未示出)的换能器控制器18指示，其可以从用户对用户接口或控制面板38的操作接收输入。控制器18可以包括发射电路，所述发射电路被布置为在发射模式期间(直接地或经由微波束形成器)驱动阵列6的换能器元件。
86.在典型的逐线成像序列中，探头内的波束形成系统可以如下地操作。在发射期间，波束形成器(取决于实现方式可以是微波束形成器或主系统波束形成器)激活换能器阵列或换能器阵列的子孔径。子孔径可以是较大阵列内的换能器的一维线或换能器的二维片。在发射模式下，如下所述地控制由阵列或阵列的子孔径产生的超声束的聚焦和转向。
87.在接收到来自对象的反向散射回波信号后，接收到的信号将进行接收波束形成(如下所述)，从而将接收到的信号对齐，并且在使用子孔径的情况下，例如通过一个换能器元件来对子孔径进行移位。然后激活经移位的子孔径，并且重复该过程，直到激活了换能器阵列的所有换能器元件。
88.对于每条线(或子孔径)，用于形成最终超声图像相关联的线的总接收信号将是在接收时段期间由给定子孔径的换能器元件测得的电压信号的总和。在下面的波束形成过程之后，所得的线路信号通常称为射频(rf)数据。然后，由各个子孔径生成的每个线信号(rf数据集)都经过额外处理，以生成最终超声图像的线。线信号的幅值随时间的变化将有助于超声图像的亮度随深度的变化，其中，高幅值峰将对应于最终图像中的亮像素(或像素的集合)。出现在线信号开始附近的峰值将表示来自浅层结构的回波，而出现在线路信号后期的峰值将表示来自对象内深度不断增加的结构的回波。
89.由换能器控制器18控制的功能之一是波束被转向和聚焦的方向。波束可以被转向为从换能器阵列垂直向前(垂直于换能器阵列)，或者以不同的角度用于更宽的视场。可以根据换能器元件致动时间来控制发射束的转向和聚焦。
90.在常规超声数据采集中可以区分两种方法：平面波成像和“波束转向”成像。两种方法的区别在于在发射模式(“波束转向”成像)和/或接收模式(平面波成像和“波束转向”成像)中存在波束形成。
91.首先来看聚焦功能，通过同时激活所有换能器元件，换能器阵列生成平面波，所述平面波在穿过对象时发散。在这种情况下，超声波的波束保持不聚焦。通过将取决于位置的时间延迟引入换能器的激活，可以使波束的波前会聚在期望的点上，所述点称为聚焦区。聚焦区定义为横向波束宽度小于发射波束宽度一半的点。以此方式，提高了最终超声图像的横向分辨率。
92.例如，如果时间延迟导致换能器元件从最外面的元件开始并在换能器阵列的(一
个或多个)中心元件结束处系列地激活，则将在距探头给定距离处形成焦点区域，与(一个或多个)中心元件成一条线。焦点区域与探头的距离将根据换能器元件激活的每个后续一轮之间的时间延迟而变化。在波束通过聚焦区后，它将开始发散，形成远场成像区域。应当注意，对于位于靠近换能器阵列的聚焦区，超声束将在远场中迅速发散，从而导致最终图像中的波束宽度伪影。通常，由于超声波束中的大的交叠，位于换能器阵列与聚焦区之间的近场显示的细节很少。因此，改变聚焦区的位置能够导致最终图像质量的显著变化。
93.应当注意，在发射模式下，除非将超声图像划分为多个焦点区域(每个焦点区域可能具有不同的发射焦点)，否则只能定义一个焦点。
94.另外，在从对象内部接收到回波信号时，可以执行上述处理的逆过程以执行接收聚焦。换句话说，进入的信号可以被换能器元件接收并且在被传递到系统中用于信号处理之前经历电子时间延迟。最简单的示例称为延迟和求和波束形成。可以根据时间动态地调整换能器阵列的接收聚焦。
95.现在来看波束转向的功能，通过对换能器元件正确地施加时间延迟，可以在超声束离开换能器阵列时在超声束上赋予期望的角度。例如，通过激活换能器阵列的第一侧上的换能器，然后以在阵列的相对侧上结束的顺序激活其余的换能器，波束的波前将朝向第二侧倾斜。相对于换能器阵列的法线的转向角的尺寸取决于随后的换能器元件激活之间的时间延迟的尺寸。
96.此外，可以对转向波束进行聚焦，其中，应用于每个换能器元件的总时间延迟是聚焦和转向时间延迟之和。在这种情况下，换能器阵列称为相控阵列。
97.在cmut换能器需要激活直流偏压的情况下，换能器控制器18可以被耦合以控制换能器阵列的dc偏置控制器45。dc偏置控制器45设置被应用到cmut换能器元件的(一个或多个)偏压。
98.对于换能器阵列的每个换能器元件，模拟超声信号(通常称为通道数据)通过接收通道进入系统。在接收通道中，通过微波束形成器12从通道数据中产生部分波束形成的信号，并且然后被传送到主接收波束形成器20，在主接收波束形成器20中，来自个体换能器片的部分波束形成的信号被组合成完全波束形成的信号，称为射频(rf)数据。可以如上所述执行在每个阶段执行的波束形成，或者可以包括额外的功能。例如，主波束形成器20可以具有128个通道，其中的每个接收来自换能器元件的数十或者数百的部分波束形成的信号。以此方式，由换能器阵列的数千个换能器接收到的信号可以有效地贡献于单个波束形成的信号。
99.波束形成的接收信号被耦合到信号处理器22。信号处理器22可以以各种方式处理接收到的回声信号，例如：带通滤波；抽取；i和q分量分离；以及谐波信号分离，用于分离线性和非线性信号，以便识别从组织和微泡返回的非线性(基频的高次谐波)回波信号。处理器还可以执行的信号增强，例如纹波降低、信号复合以及噪声消除。信号处理器中的带通滤波器可以是跟踪滤波器，其中，其通带随着回波信号从增加的深度被接收而从较高的频带滑落到较低的频带，从而拒绝来自更大深度的较高频率处的噪声，所述噪声通常没有解剖信息。
100.用于发射和用于接收的波束形成器以不同的硬件实现并且可以具有不同的功能。当然，接收器波束形成器被设计为考虑到发射波束形成器的特性。为了简化，在图1中仅示
出了接收器波束形成器12、20。在整个系统中，还将有具有发射微波束形成器和主发射波束形成器的发射链。
101.微波束形成器12的功能是提供信号的初始组合，以便减少模拟信号路径的数量。这通常在模拟域中执行。
102.最终的波束形成在主波束形成器20中完成，并且通常在数字化之后。
103.发射和接收信道使用具有固定频带的同一换能器阵列6。但是，发射脉冲占用的带宽可以根据使用的发射波束形成而变化。接收通道可以捕获整个换能器带宽(这是经典方法)，或者通过使用带通处理，它可以只提取包含期望的信息(例如主谐波的谐波)的带宽。
104.rf信号可以然后被耦合到b模式(即，亮度模式或2d成像模式)处理器26和多普勒处理器28。b模式处理器26对接收到的超声信号执行幅值检测，以对身体中的结构(例如，器官组织和血管)进行成像。在逐线成像的情况下，每条线(波束)由关联的rf信号表示，其幅值用于生成要分配给b模式图像中像素的亮度值。图像内像素的确切位置由沿rf信号的相关幅度测量值的位置以及rf信号的线(束)数确定。这种结构的b模式图像可以以谐波或基本图像模式或两者的组合形成，如美国专利us 6283919(roundhill等人)和美国专利us 6458083(jago等人)中所描述。多普勒处理器28可以处理源自组织运动和血液流动的时间上分立的信号，用于检测运动的物质，例如图像场中的血细胞的流动。多普勒处理器28通常包括壁滤波器，其具有被设置为使从身体中的选定类型的材料返回的回波通过或拒绝其的参数。
105.将由b模式和多普勒处理器生成的结构和运动信号耦合到扫描转换器32和多平面重新格式化器44。扫描转换器32以期望的图像格式来根据回波信号被接收的空间关系来布置回波信号。换句话说，扫描转换器的作用是将rf数据从圆柱坐标系转换为适于在图像显示器40上显示超声图像在的笛卡尔坐标系。在b模式成像的情况下，给定坐标处像素的亮度与从该位置接收的rf信号的幅值成比例。例如，扫描转换器可以将回波信号布置为二维(2d)扇区形格式，或者锥体三维(3d)图像。扫描转换器可以在b模式结构图像上叠加与图像场中各个点的运动相对应的颜色，在这些点处多普勒估计的速度可产生给定的颜色。组合的b模式结构图像和彩色多普勒图像描述了结构图像场内组织和血流的运动。多平面重新格式化器将从身体的体积区域中的共同平面中的点接收到的回波转换为该平面的超声图像，如在美国专利us 6443896(detmer)中所描述。体积绘制器42将3d数据集的回波信号转换成如从给定参考点所看到的投影的3d图像，如在美国专利us 6530885(entrekin等人)中所描述。
106.2d或3d图像被从扫描转换器82、多平面重新格式化器44、以及体积绘制器42耦合到图像处理器30用于进一步增强、缓存和临时存储，以在图像显示器40上显示。成像处理器可以适于从最终的超声图像中去除某些成像伪像，例如：声学阴影，例如由强衰减物或折射引起的；后增强，例如由弱衰减物引起的；混响伪影，例如，高度反射的组织界面的紧邻定位之处；等等。另外，图像处理器可以适于处理特定纹波减少功能，以便改善最终超声图像的对比度。
107.除了用于成像外，由多普勒处理器28生成的血流值以及由b模式处理器26生成的组织结构信息被耦合到量化处理器34。所述量化处理器生成不同流动状况的量度(例如，血流的体积率)以及结构测量结果(例如，器官的尺寸和孕龄)。量化处理器46可以接收来自用
户控制面板38的输出，例如，要进行测量的图像的解剖结构中的点。
108.来自量化处理器的输出数据puhc耦合到图形处理器36，用于在显示器40上与图像一起再现测量图形和值，以及从显示设备40输出音频。图形处理器36也可以生成图形叠加以用于与超声图像一起显示。这些图形叠加可以包括标准识别信息，例如图像的患者姓名、日期和时间、成像参数等等。出于这些目的，图形处理器从用户接口38接收输入，例如患者姓名。所述用户接口还被耦合到发射控制器18以控制来自换能器阵列6的超声信号生成，并因此控制由换能器阵列和超声系统生成的图像。控制器18的发射控制功能仅仅是所执行的功能之一。控制器18还考虑了操作模式(由用户给定)以及接收器模数转换器中的相应所需的发射器配置和带通配置。控制器18可以是具有固定状态的状态机。
109.用户接口也可以被耦合到多平面重新格式化器44以选择和控制多个经多平面重新格式化的(mpr)的图像的平面，其可以被用于执行mpr图像的图像场中的量化的度量。
110.图2示出了方法100，一种用于导出胎儿心脏的生物计量参数的方法。
111.该方法在步骤110开始于采集感兴趣区域的多幅超声图像，其中，所述感兴趣区域包括胎儿心脏。所述超声图像可以包括2d超声图像和/或3d超声图像。
112.在步骤120中，将所述多幅超声图像与预定义的临床视图进行比较。如上所述，在典型的胎儿超声心动图中考虑了多种不同的临床视图。例如，预定义的临床视图可以包括以下中的一项或多项：腹部视图；四腔观；左心室流出道视图；右心室流出道视图；三血管视图；三血管气管视图；主动脉弓视图；以及导管弓视图。
113.在步骤130中，基于所述比较来选择与预定义的临床视图有关的一组超声图像，其中，所述一组超声图像表示至少一个心动周期。
114.所述一组超声图像被选择为尽可能接近地匹配预定义的临床视图。所述一组超声图像被选择为覆盖胎儿心脏的至少一个心动周期，因为特定预定义的临床视图要求胎儿心脏处于心动周期中的给定点以便是准确的。例如，准确的四腔观需要心脏瓣膜是闭合的。
115.在步骤140，在所述一组超声图像中的超声图像内检测胎儿心脏的解剖标志。
116.例如，可以基于胎儿心脏视图的姿态点(也称为2d图像中的关键点)模型来识别解剖标志。可以通过实时跟踪姿态点来从所述一组超声图像中选择给定临床视图的心动周期中的期望点。与姿态点相关联的解剖标志可以包括例如主动脉弓和导管弓、下腔静脉和上腔静脉、气管等。此外，可以在超声图像内考虑和检测多个解剖标志。
117.在步骤150中，跨所述一组超声图像检测或跟踪所述胎儿心脏的解剖标志。
118.跟踪解剖标志可以例如通过利用胎儿心脏的动态模型自动检测超声图像中的解剖标志并且利用胎心的动态运动模型跨所述一组超声图像检测和跟踪解剖标志来执行。
119.在动态模型的示例中，该模型可以直接根据b型超声数据来估计心动周期，并且用于检测心律失常等状况。动态模型也可用于自动放置和跟踪多普勒门，动态且准确地跟随心脏的运动来检查瓣膜、静脉、动脉、中隔和卵圆孔，从而潜在地检测相关的解剖和功能异常。多普勒门的放置将在下面进一步讨论。
120.此外，在动态模型的示例中，所述模型还可以检测功能异常，例如功能异常的瓣膜、卵圆孔的膜在错误的心房中扑动等。
121.在步骤160中，基于从所述一组超声图像中的一幅或多幅超声图像中检测或跟踪的解剖标志来导出胎儿心脏的生物计量参数。所述生物计量参数可以从以下中的一项或多
项导出：腹部参数；胸部参数；心房参数；心室参数；动脉参数；壁参数和瓣膜参数。
122.该方法提供了一种在实时扫描期间生成胎儿心脏指纹的方法。所述指纹可根据实时超声数据在胎儿心脏结构上实时检测到的关键解剖标志构建。通过这种方式，可以建立胎儿心脏模型，从其可以检测到诸如生物特征、结构和功能异常等多个参数。该模型可用于在对胎儿心脏进行常规超声扫描期间检测最佳扫描平面和胎儿筛查视图。
123.该方法可以对任何超声图像进行操作。例如，所述多幅超声图像可以包括2d超声图像，在这种情况下，动态运动模型的跟踪点是从2d图像导出的。在另一个示例中，所述多幅超声图像可以包括3d超声图像，其中，所述动态运动模型的所述跟踪点是从体积导出的。
124.图3示出了胎儿心脏在收缩末期(射血期末)的第一超声图像210和在舒张末期(心室充盈结束)的第二超声图像220。
125.根据本发明的一个方面，第一和第二超声图像包括对应于胎儿心脏内的解剖标志的跟踪点230。在图3所示的图像中，跟踪点230已被用于定义心轴240，其通常用于从胎儿心脏导出生物特征。
126.正常四腔胎儿心脏图像上的心轴(cax)预计为45
°±
15
°
。所述轴被定义为从脊柱到心尖的线。
127.胎儿心动周期内异常cax和cax偏移的性质取决于chd的类型。zhao等人的cardiac axis shift within the cardiac cycle of normal fetuses and fetuses with congenital heart defect,ultrasound in obstetrics and gynecology(2014年)发现，在妊娠18至26周，正常胎儿心脏的平均cax在收缩末期为45.9
±
8.5
°
并且在舒张末期为38.3
±
8.4
°
(p《0.001)。该研究中报告具有chd胎儿的平均cax在收缩末期为53.4
±
17.8
°
，在舒张末期为47.5
±
17.3
°
(p《0.001)，得到平均差异为7.6
±
3.2
°
。然而，在一些形式的chd中，如左心发育不全综合征和大动脉l转位，cax在舒张末期大于收缩末期，相差超过5
°
。
128.在hornberger等人的re:cardiac axis shift within the cardiac cycle of normal fetuses and fetuses with congenital heart defect,ultrasound in obstetrics and gynecology(2015年)中，作者得出结论，心轴在收缩末期的对照组中表现出最小的变化性并且在收缩末期chd患者中更加异常(异常定义为《25
°
或》65
°
)，暗示收缩末期可能是心动周期中评估心轴的最佳时间。该研究得出结论，心脏从舒张期到收缩期枢转或摆动。作者研究了心肌和心室周向纤维的独特机械特性，以及引起摆动扭转力学并且区分导致这种行为的左心发育不全综合征的收缩模式。
129.瓣膜、心尖和主动脉的接合处的自动跟踪点230可用于量化整个心动周期的心脏运动力学，从而提高对chd中的生物力学异常的理解。
130.除心轴外，跟踪点还可用于评估心房和心室尺寸。具体地，位于左心房、右心房、二尖瓣交界处和三尖瓣交界处的跟踪点可用于提供左右心房的尺寸。例如，可以使用量化胎儿心脏的心房尺寸来识别以扩大的右心房为特征的ebstein异常。以类似的方式，位于左心室、右心室、二尖瓣交界处和三尖瓣交界处的跟踪点可用于预测左心室和右心室的相对尺寸，预期其大致相等。可以在心动周期的所有相关阶段跟踪跟踪点。
131.通过在至少一个心动周期中监测心房和心室的尺寸，可以确定心腔功能的测量结果，这也可能贡献于生物测量参数。
132.在一些应用中，可能无法进行3d超声成像；然而，3d生物计量参数仍然可以从基于
多个跟踪的解剖标志的2d超声图像中导出。
133.在常规临床工作流程中，可以使用辛普森法则来从2d超声图像中测量体积，其假设每个心室切片的横截面是圆柱形的，并且总体积是图像中存在的所有圆柱体的总和。然后可以将这些测量值针对胎龄(如通过测量双顶径或胎儿长度确定)作图。针对右心室存在不同胎龄的标准化图表：例如，左心室比率。上述方法不仅提供了这些生物特征的自动估计，还提供了这些生物特征在心动周期所有阶段的更准确的3d近似。这是可能的，因为这些点在所有视图和心动周期的所有阶段都被跟踪，从而导致更准确的患者特定的形状近似。
134.除了二尖瓣和三尖瓣外，胎儿循环系统使用分流来绕过尚未完全发育的肺和肝。它们是卵圆孔，将血液从心脏的右心房输送到左心房，以及动脉导管，其将血液从肺动脉输送到主动脉。患有先心病的新生儿也可能出现持续的卵圆孔和/或动脉导管。通过跟踪获得的超声图像中的这些点，异常心轴、右心房扩大、房间隔缺损、av间隔缺损、动脉干、大动脉转位、单心室、左心室发育不全、右心发育不全综合征、左心发育不全综合征、缩窄、瓣膜异常等可以在产前超声图像中检测到。
135.由于可以实时跟踪跟踪点、瓣膜、中隔和接合点，所述方法可以在用户界面上提供自动模式以跳转到任何给定解剖标志的评估，例如卵圆孔或二尖瓣，并在其中提供自动化以通过跟踪这些姿态点来设置焦点/深度/预设参数以进行评估。这可能有助于经验不足的超声医师或加快检查时间，以进行胎儿超声筛查。
136.该方法还可以包括基于导出的生物计量参数来为感兴趣超声图像添加书签。例如，基于导出的生物计量参数，用户可能希望进一步研究所述参数。通过自动为一幅或多幅图像添加书签，这些图像构成了导出的生物计量参数的基础，用户可以更好地了解测量的来源。除了静止超声图像帧之外，所述方法还可以包括基于导出的生物计量参数为感兴趣的超声图像的电影循环添加书签。
137.超声图像可以为心动周期中同一点的多个不同临床视图添加书签。通过计算跟踪点之间的相对距离，可以使用模型来识别心动周期中不同视图的书签的一致点。
138.该方法还可以包括：识别所述一组超声图像的超声图像内的门位置以放置多普勒门，基于解剖标志来跨所述一组超声图像跟踪门位置，并且将多普勒门自动定位在被跟踪门位置。
139.胎儿心脏的多普勒评估可用于评估中隔和瓣膜缺损。可以通过在心尖或基底方法中使用彩色多普勒超声测量来评估房室瓣的舒张期灌注。脉冲多普勒超声可用于观察舒张期流速波形的典型双相形状，具有早期舒张期峰值速度和在心房收缩期间的第二个峰值。在这个平面上，在三尖瓣更常见的房室瓣反流可能在收缩期用彩色多普勒成像检测到。流经卵圆孔的血流可以在四腔观的横向入路中看到。彩色多普勒成像可用于确认生理右向左分流和肺静脉进入左心房时的可视化。
140.上述多普勒采集需要将多普勒门放置在上述每个评估的相关位置。可以使用上述跟踪点自动检测门控位置。例如，跟踪点可用于在四腔观上放置彩色多普勒窗口。此外，跟踪点还可用于在瓣膜上放置脉冲多普勒门以测量房室流量。
141.此外，所述方法还可以包括从所述一组超声图像执行自动m模式数据收集。自动m模式数据收集可包括基于跟踪的解剖结构在所述一组超声图像上自动定义一组或多组波束线并基于跨心动周期跟踪解剖特征来沿波束线收集m模式数据。
142.上述动态模型可用于自动定义m模式数据收集，其中，在相关选定结构之间划线，例如：心房；心室；左心房与左心室；右心房与右心室；以及左/右交叉。由于跟踪点的已知解剖学背景，与模型的解剖学智能相组合，因此获得的数据可用于检测心律失常并精确识别心律失常的来源。
143.上述方法可以集成到任何合适的超声成像系统或其他处理系统中，从而通过识别关键解剖标志并实时跟踪它们以能够独立评估这些结构中的每一个的结构和功能方面来提供用于分析胎儿心脏的工作流程引导的心脏评估。例如，这样的系统可以包括用于一键评估胎儿心脏结构以识别胎儿心脏缺陷的用户接口。
144.换句话说，可以简化胎儿心脏评估并实施引导式工作流程。
145.本领域技术人员通过研究附图、公开内容以及权利要求书，在实践请求保护的本发明时能够理解并且实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。尽管特定措施是在互不相同的从属权利要求中记载的，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。权利要求书中的任何附图标记不应被解释为对范围的限制。