3-D超声冠状动脉造影，用于冠状动脉循环的多尺度解剖和功能性成像的非电离和非侵入性技术的制作方法

3-d超声冠状动脉造影，用于冠状动脉循环的多尺度解剖和功能性成像的非电离和非侵入性技术
技术领域

背景技术：

1.如在稳定型心绞痛或心肌梗塞的情况下所观察，冠状动脉循环是心脏灌注的原因，并且冠状动脉血流的改变对心脏的性能具有严重的后果。冠状血管系统由三个隔室组成。第一个由心外膜冠状动脉构成，其沿心脏表面延伸并表现出从几毫米到500μm的直径。第二个包括前动脉，其从心外膜到心内膜穿透心肌，并表现出500μm至100μm的直径。第三个对应于冠状动脉微血管系统，其显示低于100μm的血管直径[1]。
[0002]
迄今为止，心外膜冠状血管系统是唯一可使用当前血管造影技术[1，2](如x射线[3])、计算机断层扫描血管造影(cta)[4]或心脏磁共振(cmr)成像[5]在人体内成像的隔室。因此，心脏病学实践集中于局灶性宏观冠状动脉疾病。例如，具有导管插入术的侵入性冠状动脉造影术(ica)[3]目前仍然是在疑似缺血的情况下研究冠状动脉病变的参考技术。ica既提供了主要心外膜狭窄的解剖分析，也提供了基于血流储备分数(ffr)的整体功能评估。ffr的评估确实是进行缺血性心脏病的临床决策的主要工具[2，6]以及随后通过经皮冠状动脉介入或手术进行的药理学或侵入性[7]。
[0003]
在许多患者中，冠状动脉疾病(cad)的早期表现是微血管疾病，并且现在认识到冠状动脉微血管功能障碍(即包括前动脉)是心肌缺血的重要标记[1，6]，然而，在临床实践中评估其仍然具有挑战性。
[0004]
事实上，稳定型缺血性心脏病的临床指南仅考虑排除心外膜疾病体征后的冠状动脉微血管功能障碍[8]。大量具有心绞痛体征和应激试验缺血的患者的冠状动脉造影正常[9]。目前的证据表明，这些患者中的大部分患有冠状动脉微血管功能障碍(cmd)，也称为微血管心绞痛[9]。cmd患者预后不良，其中心血管事件发生率显著较高，包括心力衰竭、心源性猝死和心肌梗死(mi)住院。
[0005]
尽管临床急需，但临床上还没有技术来直接可视化冠状动脉微血管系统并评估局部冠状动脉微血管系统。迄今为止，只有通过功能性测试(pet、cmr和造影剂超声心动图)进行的全球间接测量提供响应血管舒张剂腺苷的血液动力学信息，如心肌血流量(mbf)和冠状动脉血流储备(cfr)[1]。
[0006]
然而，尽管辐射剂量管理有所改进，但电离模式的累积辐射暴露仍与癌症风险相关[10]。该风险在儿科患者中特别重要，例如患有先天性或获得性心脏病的儿童，其可能暴露于来自必要的医学成像程序[11]的相对高的终生累积剂量的电离辐射，所述医学成像程序包括射线照相术、荧光检查程序(包括诊断性和介入性心导管插入术)、电生理学检查、心脏计算机断层摄影(ct)研究和核心脏病学检查。
[0007]
血流成像仍然是进行快速运动器官(如心脏)的困难任务。对于低流速(《1cm/s)的小血管成像，常规超声多普勒成像的灵敏度长期保持有限，并且在该速度范围内组织和血液运动的重叠使得组织和血液信号的分离具有挑战性。近年来，超快多普勒成像使得血流
成像的灵敏度极大增加。显示该技术能够检测由于神经血管耦合引起的脑内小血流变化，因此在麻醉和清醒的小动物中进行功能性脑成像，以用于神经科学研究[12]。通过开发适用于超快成像的新杂波滤波器(例如时空奇异值分解)进一步增加灵敏度[13]。然而，在心脏应用中，由于心脏的快速运动，冠状动脉血流的超声多普勒成像仍然是有限的。
[0008]
已经证明，超快多普勒成像能够限制一部分所述运动的影响并且允许增加多普勒成像的灵敏度[14]，但是在心脏的快速运动阶段期间多普勒成像仍然是不可能的。
[0009]
为了克服用于冠状动脉血流的实际成像方法的局限性，本发明人采用最近提出的4-d(3-d+时间)超声超快成像方法[15]来自动检测心肌速度低的时间段，并根据相同的数据采集来估算流速和组织速度。
[0010]
因此，提供了一种用于在患者床边以宏观和微观尺度对冠状血流成像的非侵入性、非电离技术。
[0011]
发明概述
[0012]
本发明的范围由权利要求限定。落在权利要求范围之外的任何主题仅出于信息目的而提供。
[0013]
本文公开了一种非侵入性和非电离的成像方法以增强冠状血流的直接成像以及从心外膜到心内膜区域的宏观和微观尺度上冠状血管的解剖结构和功能的成像。
[0014]
因此，提供了成像方法、成像设备和计算机可读介质，用于以宏观和微观尺度对冠状血管进行非电离、非侵入性解剖和功能性成像。
[0015]
缩写列表
[0016]
cad＝冠状动脉疾病
[0017]
cfr＝冠状动脉血流储备
[0018]
cmd＝冠状动脉微血管功能障碍
[0019]
cmr＝心脏磁共振
[0020]
ct＝计算机断层扫描
[0021]
cta＝计算机断层扫描血管造影
[0022]
dsp＝数字信号处理器
[0023]
ecg＝心电图
[0024]
ffr＝部分流量储备
[0025]
ica＝侵入性冠状动脉造影
[0026]
mbf＝心肌血流
[0027]
mi＝心肌梗塞
[0028]
pet＝正电子发射断层摄影
[0029]
svd＝奇异值分解
[0030]
td＝传输延迟
[0031]
附图简要说明
[0032]
本公开的其他特征和优点参照附图从其一个非限制性实施例的的以下详细描述中显现。
[0033]
在附图中：
[0034]
图1是示出用于心脏的4d成像的设备的示意图；
[0035]
图2是示出图1的部分设备的框图；
[0036]
图3是说明由图1-2的设备产生的发散超声波的虚拟源的图；
[0037]
图4示出了通过图1-2的设备的活体心脏中发散的超声波的发射；
[0038]
图5示出了分别来自两个虚拟源的具有不同传播方向的两个连续发散超声波的发射；
[0039]
图6示出了心动周期期间的心肌壁运动。血流可在两个时间窗内以有限的组织速度重建；
[0040]
图7示出了基线和反应性充血期间冠状动脉流速成像的实例；
[0041]
图8示出了微泡成像和定位(平均强度投影)；
[0042]
图9：示出了微泡定位和跟踪，其中(a)通过超声成像灌注的分离的心脏的冠状动脉网络和(b)在分离的灌注的心脏中绘制冠状动脉流速。
[0043]
发明详述
[0044]
在附图中，相同的附图标记表示相同或相似的元件。
[0045]
图1和图2所示的设备适合于生物1，例如哺乳动物，特别是人的心脏的超快4d超声成像。
[0046]
该设备可以包括例如至少2d阵列超声探头2和控制系统。
[0047]
2d阵列超声探头2可以具有例如几百到几千个换能器元件t
ij
，其间距小于1mm。2d阵列超声探头2可以具有沿着两个垂直轴x、y布置为矩阵的n*n个换能器元件，沿着垂直于xy平面的轴z发射超声波。在一个具体实施例中，2d阵列超声探头2可以具有1024个换能器元件t
ij
(32*32)，其间距为0.3mm。换能器元件可以例如以1-10mhz，例如3mhz的中心频率发射。
[0048]
控制系统可以例如包括特定控制单元3和计算机4。在该实施例中，控制单元3用于控制2d阵列超声探头2并从中获取信号，而计算机4用于控制控制单元3，根据由控制单元3获取的信号生成3d图像序列并从中确定量化参数。在变体中，单个电子设备可以实现控制单元3和计算机4的所有功能。
[0049]
如图2上所示，控制单元3可包括例如：
[0050]-分别连接到2d阵列超声探头2的n个换能器t
ij
的n*n个模拟/数字转换器5(ad
ij
)；
[0051]-分别连接到n*n个模拟/数字转换器5的n*n个缓冲存储器6(b
ij
)；
[0052]-与缓冲存储器6和计算机4通信的中央处理单元7(cpu)；
[0053]-连接到中央处理单元7的存储器8(mem)；
[0054]-连接到中央处理单元7的数字信号处理器9(dsp)。
[0055]
该装置可以如下操作。
[0056]
(a)采集
[0057]
将2d阵列超声探头2放置在患者1的胸部10上，通常在两根肋骨之间，在患者的心脏12的前面，如图4所示。
[0058]
由于与待成像的心脏12的尺寸相比肋骨11之间的肋间空间有限，因此控制2d阵列超声探头2以在胸部10中发射发散的超声波，例如球形超声波(即具有球形波阵面o1)。控制系统可以被编程，使得超声波以每秒几千个超声波的速率发射，例如每秒超过10000个未聚焦的超声波。
[0059]
球面波可以由单个换能器元件(具有低振幅)产生，或者更有利地由矩阵阵列的大部分使用一个或多个虚拟点源t’ij
以更高振幅产生，虚拟点源t’ij
形成放置在2d阵列超声探头2的后面或前面的虚拟阵列2'，如图3-4所示。由控制系统施加到放置在与放置在位置的虚拟源v相关联的位置的换能器元件e的发射延迟td是：
[0060][0061]
其中c是声速。
[0062]
对于所使用的每个虚拟源t’ij
，控制系统可以仅激活2d阵列超声探头2的子集2a，其具有确定发散超声波的孔径角α的子孔径l。孔径角α可以是例如90
°
。沿轴线z的成像深度可以是约12-15cm。
[0063]
可以仅使用一个虚拟源t’ij
，从而对于心脏的每个3d图像使用一个超声波，这将在随后解释。
[0064]
然而，为了提高图像分辨率和对比度，在一系列连续的未聚焦超声波中发射未聚焦超声波是有用的，每个系列的连续的未聚焦超声波分别具有不同的传播方向：在这种情况下，每个3d图像由从所述系列的连续的未聚焦超声波之一获取的信号合成，这将在随后解释。每个系列的连续超声波可以通过将虚拟源t
ij
从一个波改变到另一个波，从而改变波阵面o1、o2等来获得，如图5所示。每个系列可以包括例如1-81个不同方向的连续超声波，例如3-25个不同方向的连续超声波，例如5-20个不同方向的连续超声波，例如10-20个不同方向的连续超声波。
[0065]
在所有情况下，在发射每个超声波之后，反向散射回波由所述2d阵列超声探头采集(例如以12mhz的采样率采样)并存储。该原始数据(通常也称为rf数据或射频数据)用于生成3d图像序列。
[0066]
采集的持续时间可以为10ms至几个心动周期，例如心动周期的至少一部分(例如舒张期或收缩期，优选地舒张期，或一个心动周期)和少于10个心动周期(例如少于5个心动周期)。该持续时间可以例如为1s-10s(例如小于5s)。在具体实施例中，该持续时间为约1.5s。
[0067]
在采集期间共同记录心电图(ecg)。
[0068]
(b)成像：
[0069]
在接收到反向散射回波之后，可以由控制系统直接应用并行波束形成以从每个单个超声波重建3d图像。可以在时域或傅立叶域中使用延迟和求和波束形成。在时域中，施加在由每个换能器元件e接收的信号上以重构放置在中的体素的延迟是从虚拟源v到体素的前向传播时间与到换能器元件e的反向散射传播时间之和：
[0070]
延迟＝前向延迟+反向散射延迟
[0071]
[0072][0073]
另一种可能性是使用傅立叶域成像(空间频率，k-空间)。
[0074]
在如上所述超声波由一系列具有各自不同传播方向的超声波发射的情况下，每个图像可以由控制系统通过已知的合成成像过程获得。使用针对每个虚拟源的延迟和求和算法对体素进行波束成形，并且随后协同组合以形成最终的高质量3d图像。这种合成成像的细节可以在例如以下文献中发现：
[0075]
montaldo,g.,tanter,m.,bercoff,j.,benech,n.,fink,m.,2009.coherent plane-wave compounding for very high frame rate ultrasonography and transient elastography.ieee trans.ultrason.ferroelectr.freq.control 56,489
–
506.doi:10.1109/tuffc.2009.1067
[0076]
nikolov,s.i.,2001.synthetic aperture tissue and flow ultrasound imaging.orsted-dtu,technical university of denmark,lyngby,denmark.
[0077]
nikolov,s.i.,kortbek,j.,jensen,j.a.,2010.practical applications of synthetic aperture imaging,in:2010ieee ultrasonics symposium(ius).presented at the 2010ieee ultrasonics symposium(ius),pp.350
–
358.doi:10.1109/ultsym.2010.5935627
[0078]
lockwood,g.r.,talman,j.r.,brunke,s.s.,1998.real-time 3-d ultrasound imaging using sparse synthetic aperture beamforming.ieee trans.ultrason.ferroelectr.freq.control 45,980
–
988.doi:10.1109/58.710573
[0079]
papadacci,c.,pernot,m.,couade,m.,fink,m.&tanter,m.high-contrast ultrafast imaging of the heart.ieee transactions on ultrasonics,ferroelectrics,and frequency control 61,288-301,doi:10.1109/tuffc.2014.6722614(2014).
[0080]
帧速率，即最终获得的动画序列中的3d图像的速率，可以是每秒几千个3d图像，例如每秒3000-5000个3d图像。
[0081]
(c)确定时间窗：
[0082]
其中组织速度达到最小值的时间窗可由控制系统使用已知方法鉴别。
[0083]
在具体实施例中，其中组织速度达到最小值的时间窗可以定义为：
[0084]-其中心肌速度小于5cm/s的时间窗，或
[0085]-对应于舒张期的开始和结束的时间窗。
[0086]
在具体的实施例中，时间窗通过心电图测定。
[0087]
在另一个具体实施例中，时间窗通过控制系统使用下述方法进行的组织运动估算来测定。
[0088]
(d)血液和组织速度计算：
[0089]
血流和组织运动估算可以由控制系统使用已知方法来进行。
[0090]
例如，kasai算法可用于通过半波长空间采样来估算血液和组织中的运动(kasai,c.,namekawa,k.,koyano,a.,omoto,r.,1985.real-time two-dimensional blood flow imaging using an autocorrelation technique.ieee trans.sonics ultrason.32,458
–
464.doi:10.1109/t-su.1985.31615)。可以通过首先将高通滤波器应用于基带数据来估算
血流，然后，对于每个个体体素，可以通过对功率谱密度进行积分来获得功率多普勒，可以通过计算短时傅立叶变换来获得脉冲多普勒，并且可以通过估算体素特定脉冲多普勒谱图的第一时刻来获得彩多普勒图。可以通过计算功率乘以速度的时间积分来获得功率速度积分图，以便获得与流速相关的参数的图像。也可以使用诸如基于奇异值分解的空间-时间滤波器的高级滤波来更好地去除杂波信号(demen
é
,c.et al.spatiotemporal clutter filtering of ultrafast ultrasound data highly increases doppler and ultrasound sensitivity.ieee transactions on medical imaging 34,2271-2285,doi:10.1109/tmi.2015.2428634(2015))。
[0091]
在一个具体实施例中：
[0092]-4d组织速度可以通过进行1d互相关以获得组织体积-体积轴向位移的体积来计算。然后，在位移上应用具有60hz截止频率的低通巴特沃斯滤波。可以应用心肌3d掩模(专用于心肌组织)来去除肌肉外的信号。为了显示4d组织速度，可以使用软件。在每个体素中，可以导出一条组织速度曲线。
[0093]-4d彩多普勒可以通过进行svd滤波以从组织中去除信号并仅保留来自血流的信号来计算，如例如在上述demen
éꢀ
et al的出版物中所做的那样。可以进行svd滤波体素上的每像素1d轴向互相关以获得彩多普勒体积。
[0094]
可以使用心动周期上的集成组织速度和两个垂直2d切片上轮廓的手动选择来分割心肌。椭圆内插可用于获得三维表示。
[0095]
更一般地，步骤(d)包括基于所述3d图像序列自动计算与所述成像体积中的血液速度和/或组织速度相关的至少一个参数的3d制图。所述3d制图可以包括所计算的参数的3d图像的动画序列。该参数可以是血液和/或组织速度或其分量。
[0096]
(e)定位关注点：
[0097]
取决于所寻求的量化参数，至少一个具有预定特性的关注点位于3d图像序列中。具有预定特性的所述至少一个关注点可由控制系统自动定位或由操作者手动定位。
[0098]
当量化参数涉及某个解剖区域中的血液速度时，控制系统可以自动定位或者操作者可以手动定位所述关注点作为所述解剖区域中和3d图像序列的至少一部分中的血液速度点。在具体实施例中，可以使用60个样品滑动窗在每个体素处进行随时间的傅立叶变换以检索体积中各处的谱图。可以根据上述demen
éꢀ
et al进行自动去偏置(dealiasing)。然后，可以通过检测血流最大值来自动检测关注点的位置。
[0099]
当量化参数涉及心脏中特定解剖位置处的组织速度时，控制系统可自动定位或操作者可手动定位3d图像序列中的所述解剖位置。这种自动定位可以根据存储在计算机4中的心脏的解剖模型来完成，或者通过选择组织中的点来完成。
[0100]
当量化参数涉及特定解剖区域中的最小组织速度时，控制系统可以自动定位或操作者可以手动定位3d图像序列中的所述解剖区域，并且所述关注点作为3d图像序列中的所述解剖区域中的最小组织速度点。例如，当必须计算心肌的最小组织速度时，系统确定在图像序列心肌中具有最小速度的心肌点。
[0101]
(f)量化
[0102]
然后，可以由控制系统(并且特别是由计算机4)基于先前确定的关注点，并且基于这种关注点的峰值血液或组织速度来计算期望的量化参数。
[0103]
需要注意：
[0104]-在定位关注点的步骤(步骤(e))，仅基于所述3d制图及其时间轮廓来定位所述至少一个关注点；
[0105]-以及在量化步骤(步骤(f))，仅基于所述3d制图及其时间轮廓在所述至少一个关注点处自动测定所述至少一个速度。
[0106]
更一般地，在本公开中，可以仅使用空间和时间速度信息而不使用任何附加解剖信息来定位冠状动脉血流。
[0107]
取决于本方法涉及确定整个成像体积中的速度的3d制图的事实，因此不需要解剖图像，特别是不需要b模式解剖图像来确定关注点和关注点处的速度。因此，本公开的整个方法不需要b模式成像，并且更一般地不需要解剖成像，这使得本方法的结果更快。
[0108]
因此，提供了一种用于对生物心脏的冠状动脉血流进行成像的方法，所述方法至少包括以下步骤：
[0109]
步骤a)采集步骤，其中未聚焦的超声波由2d阵列超声换能器在心脏中发射，并且来自反向散射的超声波的原始数据由所述2d阵列超声换能器采集；
[0110]
步骤b)成像步骤，其中从所述原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积冠状动脉血流图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画；
[0111]
步骤c)测定步骤，其中测定心脏的运动最小的至少一个时间窗；
[0112]
步骤d)计算步骤，其中基于对应于在步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的n个3d冠状动脉血流图像的序列，在所述成像体积中自动计算与冠状动脉血流速度相关的至少一个参数的3d制图；
[0113]
步骤e)定位步骤，其中仅基于步骤d)的3d制图，将具有预定特性的至少一个关注点定位在对应于步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的所述n个3d冠状动脉血流图像的序列中；
[0114]
步骤f)量化步骤，其中在步骤e)的至少一个关注点处自动测定冠状动脉血流速度并且自动计算涉及所述冠状动脉血流速度的预定量化参数；仅基于步骤d)的3d制图在所述至少一个关注点处自动测定所述冠状动脉血流速度。
[0115]
该方法可以进一步包括以下特征中的一个和/或另一个：
[0116]-借助于心电图测定测定步骤c)的至少一个时间窗；
[0117]-所述测定步骤c)包括以下步骤：
[0118]
步骤i)成像步骤，其中从步骤a)的原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积组织图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画，
[0119]
步骤ii)计算步骤，其中基于示出心脏的成像体积的运动的所述n个3d体积组织图像的序列，在所述成像体积中自动计算与心脏组织速度相关的至少一个参数的3d制图，
[0120]
步骤iii)心脏组织的运动估算步骤，其中仅基于步骤ii)的3d制图将具有预定特性的至少一个关注点定位在所述n个3d体积组织图像的序列中，并且其中自动测定所述至少一个关注点处的组织速度；和
[0121]
步骤iv)测定步骤，其中测定在步骤iii)中量化的组织速度达到最小速度的所述时间窗；
[0122]-步骤i)的组织成像步骤与步骤b)的血流成像步骤同时进行；
[0123]-步骤iv)的最小速度小于5cm/s；
[0124]-针对每个心动周期重复步骤a)-f)；
[0125]-步骤c)的所述至少一个时间窗对应于舒张期的开始和结束；
[0126]-从流量、最大速度、平均速度或时间速度分布中选择步骤f)的量化参数；
[0127]-追踪步骤，其中在先前已经施用了在其血管系统中注射的微泡或超声造影剂的患者中追踪微泡或超声造影剂并且确定它们的轨迹和速度；
[0128]-借助于多普勒估算器或斑点追踪来进行所述组织运动估算；
[0129]-借助于多普勒能量成像、多普勒彩成像或斑点追踪来进行所述冠状血流3d制图；
[0130]-估算在步骤c)的时间窗期间的组织运动并且应用运动校正，组织运动的估算包括以下步骤：
[0131]
步骤1)成像步骤，其中从对应于步骤c)的时间窗的步骤a)的原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积组织图像的序列，所述3d图像的序列形成示出在步骤c)的时间窗期间心脏的成像体积的移动的动画，
[0132]
步骤2)计算步骤，其中基于示出在步骤c)的时间窗期间心脏的成像体积的运动的所述n个3d体积组织图像的序列，在所述成像体积中自动计算与心脏组织速度相关的至少一个参数的3d制图，和
[0133]
步骤3)心脏组织的运动估算步骤，其中仅基于步骤2)的3d制图将具有预定特性的至少一个关注点定位在所述n个3d体积组织图像的序列中，并且其中自动测定所述至少一个关注点处的组织速度；
[0134]-用所计算的连续冠状动脉血流3d图像进行自动图像配准；
[0135]-气泡或超声造影剂追踪步骤包括时空滤波或机器学习；
[0136]-自动量化所述冠状血管的密度；
[0137]-自动量化按体积单位灌注的血液体积；
[0138]-通过血流速度的加速自动检测狭窄；
[0139]-冠脉血流储备指数通过估算先前已经施用血管舒张物质的患者中冠脉血流速度的变化而获得；
[0140]-所述中心腔的自动分割步骤；
[0141]-由操作者自动定位或手动定位具有定位步骤e)的预定特性的至少一个关注点；
[0142]-由操作者自动定位或手动定位具有运动估算步骤iii)的预定特性的至少一个关注点；
[0143]-由操作者自动定位或手动定位具有运动估算步骤3)的预定特性的至少一个关注点。
[0144]
此外，还公开了一种根据上述方法对生物心脏的冠状动脉血流进行4d成像的设备，所述设备至少包括2d阵列超声探头(2)和控制系统(3，4)，所述控制系统(3，4)被设置为：
[0145]
(a)通过2d阵列超声换能器在心脏中发射未聚焦的超声波，并通过所述2d阵列超声换能器从反向散射的超声波中获取原始数据；
[0146]
(b)从所述原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积冠状动脉血流图像的序列，所
述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画；
[0147]
(c)鉴别心脏的运动最小的至少一个时间窗；
[0148]
(d)基于对应于(c)中鉴别的至少一个时间窗的n个3d冠状动脉血流图像的序列，自动计算与所述成像体积中的冠状动脉血流速度相关的至少一个参数的3d制图；
[0149]
(e)仅基于(d)的3d制图，在对应于(c)中鉴别的至少一个时间窗的所述n个3d冠状动脉血流图像的序列中定位具有预定特性的至少一个关注点；
[0150]
(f)仅基于(d)的3d绘图自动测定(e)的至少一个关注点处的冠状动脉血流速度，并自动计算涉及所述冠状动脉血流速度的预定量化参数。
[0151]
该设备可以进一步包括以下特征中的一个和/或另一个：
[0152]-在(c)中，所述设备被设置成：
[0153]
(i)从(a)的原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积组织图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画，
[0154]
(ii)基于示出心脏的成像体积的运动的所述n个3d体积组织图像的序列，自动计算与所述成像体积中的心脏组织速度相关的至少一个参数的3d制图，
[0155]
(iii)仅基于(ii)的3d制图，在所述n个3d体积组织图像的序列中定位具有预定特性的至少一个关注点，并且自动测定在所述至少一个关注点处的组织速度；和
[0156]
(iv)测定在(iii)中量化的组织速度达到最小速度的所述时间窗。
[0157]-在(c)中，所述设备被设置为通过心电图来确定(c)的所述至少一个时间窗。
[0158]
还公开了一种用于根据上述方法对生物心脏的冠状动脉血流进行4d成像的计算机可读介质，所述计算机可读介质包括指令，由计算机执行时，所述指令使所述计算机进行以下步骤：
[0159]
步骤a)通过2d阵列超声换能器在心脏中发射未聚焦的超声波，并通过所述2d阵列超声换能器从反向散射的超声波中获取原始数据；
[0160]
步骤b)从所述原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积冠状动脉血流图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画；
[0161]
步骤c)鉴别心脏的运动最小的至少一个时间窗；
[0162]
步骤d)基于对应于步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的n个3d冠状动脉血流图像的序列，自动计算与所述成像体积中的冠状动脉血流速度相关的至少一个参数的3d制图；
[0163]
步骤e)仅基于步骤d)的3d制图，在对应于步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的所述n个3d冠状动脉血流图像的序列中定位具有预定特性的至少一个关注点；
[0164]
步骤f)仅基于步骤d)的3d绘图自动测定步骤e)的至少一个关注点处的冠状动脉血流速度，并自动计算涉及所述冠状动脉血流速度的预定量化参数。
[0165]
该计算机可读介质可以进一步包括指令，由计算机执行时，所述指令使该计算机进行以下步骤：
[0166]-在步骤c)中，所述计算机被设置成进行以下步骤：
[0167]
(i)从(a)的原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积组织图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画，
[0168]
(ii)基于示出心脏的成像体积的运动的所述n个3d体积组织图像的序列，自动计算与所述成像体积中的心脏组织速度相关的至少一个参数的3d制图，
[0169]
(iii)仅基于(ii)的3d制图，在所述n个3d体积组织图像的序列中定位具有预定特性的至少一个关注点，并且自动测定在所述至少一个关注点处的组织速度；和
[0170]
(iv)测定在(iii)中量化的组织速度达到最小速度的所述时间窗。
[0171]-所述计算机可读介质被设置成借助于心电描记术进行步骤c)。
具体实施方式
[0172]
在一个特定实施例中，用于成像生物心脏的冠状动脉血流的方法包括以下步骤：
[0173]
步骤a)采集步骤，其中未聚焦的超声波由2d阵列超声换能器在心脏中发射，并且来自反向散射的超声波的原始数据由所述2d阵列超声换能器采集；
[0174]
步骤b)成像步骤，其中从所述原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积冠状动脉血流图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画；
[0175]
步骤c)测定步骤，其中测定心脏的运动最小的至少一个时间窗，包括以下步骤：
[0176]
(i)计算步骤，其中基于示出心脏的成像体积的运动的步骤b)的n个3d体积组织图像的序列，在所述成像体积中自动计算与心脏组织速度相关的至少一个参数的3d制图，
[0177]
(ii)心脏组织的运动估算步骤，其中仅基于步骤(i)的3d制图将具有预定特性的至少一个关注点定位在所述n个3d体积组织图像的序列中，并且其中自动测定所述至少一个关注点处的组织速度；和
[0178]
(iii)测定步骤，其中测定在步骤(ii)中量化的组织速度达到最小速度的所述时间窗；
[0179]
步骤d)计算步骤，其中基于对应于在步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的n个3d冠状动脉血流图像的序列，在所述成像体积中自动计算与冠状动脉血流速度相关的至少一个参数的3d制图；
[0180]
步骤e)定位步骤，其中仅基于步骤d)的3d制图，将具有预定特性的至少一个关注点定位在对应于步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的所述n个3d冠状动脉血流图像的序列中；
[0181]
步骤f)量化步骤，其中在步骤e)的至少一个关注点处自动测定冠状动脉血流速度并且自动计算涉及所述冠状动脉血流速度的预定量化参数；仅基于步骤d)的3d制图在所述至少一个关注点处自动测定所述冠状动脉血流速度。
[0182]
在另一特定实施例中，用于成像生物心脏的冠状血流的方法包括以下步骤：
[0183]
步骤a)采集步骤，其中未聚焦的超声波由2d阵列超声换能器在心脏中发射，并且来自反向散射的超声波的原始数据由所述2d阵列超声换能器采集；
[0184]
步骤b)成像步骤，其中从所述原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积冠状动脉血流图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画；
[0185]
步骤c)测定步骤，其中测定心脏的运动最小的至少一个时间窗，所述时间窗借助于心电图来测定，其中所述至少一个时间窗优选地对应于舒张期的开始和结束；
[0186]
步骤d)计算步骤，其中基于对应于在步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的n个3d冠状动脉血流图像的序列，在所述成像体积中自动计算与冠状动脉血流速度相关的至少一个参数的3d制图；
[0187]
步骤e)定位步骤，其中仅基于步骤d)的3d制图，将具有预定特性的至少一个关注
点定位在对应于步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的所述n个3d冠状动脉血流图像的序列中；
[0188]
步骤f)量化步骤，其中在步骤e)的至少一个关注点处自动测定冠状动脉血流速度并且自动计算涉及所述冠状动脉血流速度的预定量化参数；仅基于步骤d)的3d制图在所述至少一个关注点处自动测定所述冠状动脉血流速度。
[0189]
本公开中的文献目录(参考文献)根据以下编号进行：
[0190]
[1]p.g.camici,g.d’amati,o.rimoldi,nat.rev.cardiol.12,48
–
62(2015).
[0191]
[2]s.d.fihn et al.,j.thorac.cardiovasc.surg.149,e5-23(2015).
[0192]
[3]j.a.ambrose,d.h.israel,curr.opin.cardiol.5,411
–
416(1990).
[0193]
[4]a.sharma,a.arbab-zadeh,j.nucl.cardiol.19,796
–
806(2012).
[0194]
[5]w.y.kim et al.,n.engl.j.med.345,1863
–
1869(2001).
[0195]
[6]t.p.van de hoef,m.siebes,j.a.e.spaan,j.j.piek,eur.heart j.36,3312
–
3319a(2015).
[0196]
[7]e.j.velazquez et al.,n.engl.j.med.374,1511
–
1520(2016).
[0197]
[8]task force members et al.,eur.heart j.34,2949
–
3003(2013).
[0198]
[9]a.i.j.bourque,curr.cardiol.rep.18,1(2016).
[0199]
[10]a.berrington de gonzalez et al.,br.j.cancer.114,388
–
394(2016).
[0200]
[11]n.journy et al.,circ.cardiovasc.interv.11,e006765(2018).
[0201]
[12]e.mac
é
et al.,nat.methods.8,662
–
664(2011).
[0202]
[13]c.demen
é
et al.,ieee trans.med.imaging.34,2271
–
2285(2015).
[0203]
[14]d.maresca et al.,jacc cardiovasc.imaging.11,798
–
808(2018).
[0204]
[15]wo 2019/158741 a1

技术特征：

1.用于成像生物心脏的冠状动脉血流的方法，所述方法包括至少以下步骤：步骤a)采集步骤，其中未聚焦的超声波由2d阵列超声换能器在心脏中发射，并且来自反向散射的超声波的原始数据由所述2d阵列超声换能器采集；步骤b)成像步骤，其中从所述原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积冠状动脉血流图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画；步骤c)测定步骤，其中测定心脏的运动最小的至少一个时间窗；步骤d)计算步骤，其中基于对应于在步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的n个3d冠状动脉血流图像的序列，在所述成像体积中自动计算与冠状动脉血流速度相关的至少一个参数的3d制图；步骤e)定位步骤，其中仅基于步骤d)的3d制图，将具有预定特性的至少一个关注点定位在对应于步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的所述n个3d冠状动脉血流图像的序列中；步骤f)量化步骤，其中在步骤e)的至少一个关注点处自动测定冠状动脉血流速度并且自动计算涉及所述冠状动脉血流速度的预定量化参数；仅基于步骤d)的3d制图在所述至少一个关注点处自动测定所述冠状动脉血流速度。2.根据权利要求1所述的方法，其中所述测定步骤c)包括以下步骤：步骤i)成像步骤，其中从步骤a)的原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积组织图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画，步骤ii)计算步骤，其中基于示出心脏的成像体积的运动的所述n个3d体积组织图像的序列，在所述成像体积中自动计算与心脏组织速度相关的至少一个参数的3d制图，步骤iii)心脏组织的运动估算步骤，其中仅基于步骤ii)的3d制图将具有预定特性的至少一个关注点定位在所述n个3d体积组织图像的序列中，并且其中自动测定所述至少一个关注点处的组织速度；和步骤iv)测定步骤，其中测定在步骤iii)中量化的组织速度达到最小速度的所述时间窗。3.根据权利要求2所述的方法，其中步骤iv)的所述最小速度小于5cm/s。4.根据权利要求1所述的方法，其中测定步骤c)的所述至少一个时间窗通过心电图来测定。5.根据权利要求1-4中任一项所述的方法，其中步骤c)的所述至少一个时间窗对应于所述舒张期的开始和结束，并且步骤f)的所述量化参数选自血流、最大速度、平均速度或时间速度分布。6.根据权利要求1-5中任一项所述的方法，还包括追踪步骤，其中在先前已经施用了在其血管系统中注射的微泡或超声造影剂的患者中追踪微泡或超声造影剂并且确定它们的轨迹和速度。7.根据权利要求1、2、5和6中任一项所述的方法，其中多普勒估算器或斑点追踪来进行所述组织运动估算。8.根据权利要求6所述的方法，其中所述气泡或超声造影剂追踪步骤包括时空过滤或机器学习。9.根据权利要求1-8中任一项所述的方法，其中自动量化所述冠状血管的密度；自动量化按体积单位灌注的血液体积；通过血流速度的加速自动检测狭窄；冠脉血流储备指数通
过估算先前已经施用血管舒张物质的患者中冠脉血流速度的变化而获得；并且还包括所述中心腔的自动分割步骤。10.对生物心脏的冠状动脉血流进行4d成像的设备，所述设备至少包括2d阵列超声探头(2)和控制系统(3，4)，所述控制系统(3，4)被设置为：(a)通过2d阵列超声换能器在心脏中发射未聚焦的超声波，并通过所述2d阵列超声换能器从反向散射的超声波中获取原始数据；(b)从所述原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积冠状动脉血流图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画；(c)鉴别心脏的运动最小的至少一个时间窗；(d)基于对应于(c)中鉴别的至少一个时间窗的n个3d冠状动脉血流图像的序列，自动计算与所述成像体积中的冠状动脉血流速度相关的至少一个参数的3d制图；(e)仅基于(d)的3d制图，在对应于(c)中鉴别的至少一个时间窗的所述n个3d冠状动脉血流图像的序列中定位具有预定特性的至少一个关注点；(f)仅基于(d)的3d绘图自动测定(e)的至少一个关注点处的冠状动脉血流速度，并自动计算涉及所述冠状动脉血流速度的预定量化参数。11.根据权利要求10所述的设备，其中在(c)中，所述设备被设置成：(i)从(a)的原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积组织图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画，(ii)基于示出心脏的成像体积的运动的所述n个3d体积组织图像的序列，自动计算与所述成像体积中的心脏组织速度相关的至少一个参数的3d制图，(iii)仅基于(ii)的3d制图，在所述n个3d体积组织图像的序列中定位具有预定特性的至少一个关注点，并且自动测定在所述至少一个关注点处的组织速度；和(iv)测定在(iii)中量化的组织速度达到最小速度的所述时间窗。12.根据权利要求11所述的设备，其中在(c)中，所述设备被设置为通过心电图来确定(c)的所述至少一个时间窗。13.计算机可读介质，所述计算机可读介质包括指令，当由计算机执行时，所述指令使所述计算机进行以下步骤：步骤a)通过2d阵列超声换能器在心脏中发射未聚焦的超声波，并通过所述2d阵列超声换能器从反向散射的超声波中获取原始数据；步骤b)从所述原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积冠状动脉血流图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画；步骤c)鉴别心脏的运动最小的至少一个时间窗；步骤d)基于对应于步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的n个3d冠状动脉血流图像的序列，自动计算与所述成像体积中的冠状动脉血流速度相关的至少一个参数的3d制图；步骤e)仅基于步骤d)的3d制图，在对应于步骤c)中鉴别的至少一个时间窗的所述n个3d冠状动脉血流图像的序列中定位具有预定特性的至少一个关注点；步骤f)仅基于步骤d)的3d绘图自动测定步骤e)的至少一个关注点处的冠状动脉血流速度，并自动计算涉及所述冠状动脉血流速度的预定量化参数。14.根据权利要求13所述的计算机可读介质，进一步包括用于进行步骤c)的指令，当由
计算机执行时，所述指令使该计算机进行以下步骤：(i)从(a)的原始数据生成所述活体心脏的n个3d体积组织图像的序列，所述3d图像的序列形成示出心脏的成像体积的运动的动画，(ii)基于示出心脏的成像体积的运动的所述n个3d体积组织图像的序列，自动计算与所述成像体积中的心脏组织速度相关的至少一个参数的3d制图，(iii)仅基于(ii)的3d制图，在所述n个3d体积组织图像的序列中定位具有预定特性的至少一个关注点，并且自动测定在所述至少一个关注点处的组织速度；和(iv)测定在(iii)中量化的组织速度达到最小速度的所述时间窗。15.根据权利要求14所述的计算机可读介质，所述计算机可读介质包括指令，当由计算机执行时，所述指令使所述计算机通过心电图进行步骤c)。

技术总结

本发明涉及心脏的冠状动脉血流的超声和成像领域。冠状动脉微血管功能障碍(CMD)患者预后不良，心血管事件发生率显著较高，包括心力衰竭、心源性猝死和心肌梗死(MI)住院。尽管临床急需，但临床上还没有可用于直接可视化冠状动脉微脉管系统并评估局部冠状动脉微脉管系统的非电离和非侵入性技术。由于该器官的快速运动，血流成像仍然是难以在心脏中进行的任务。为了克服用于冠状血流的实际成像方法的局限性，本发明人提出了一种超声超快成像方法，所述方法自动检测心肌速度低的时间段，并从同一数据采集中估算冠状血流速度和组织速度。一数据采集中估算冠状血流速度和组织速度。