專利名稱：用于3d超聲胎兒成像的自動心率檢測的制作方法
用于3D超聲胎兒成像的自動心率檢測本發(fā)明涉及醫(yī)學診斷系統(tǒng)，并且具體而言，涉及用于通過三維(3D)成像診斷胎兒心臟的超聲診斷成像系統(tǒng)。超聲很適于胎兒成像，因為其執(zhí)行無創(chuàng)成像而既不將母親又不將胎兒暴露于電離輻射。很多胎兒檢查的目的是對胎兒解剖結構的發(fā)育進行評估，以確定胎兒是否發(fā)育正常。由于超聲圖像質量已經逐年提高，因而可以可視化解剖結構的更多區(qū)域以進行發(fā)育評估，并且更加詳細。因此，胎兒超聲檢查已隨著對將要檢查的解剖結構的要求的增加而變得更加徹底。發(fā)育中的胎兒心臟是特別細察的一個解剖結構區(qū)域。近年來，心臟的流出道已成為倍受關注的焦點。然而，可能難于對胎兒心臟的心臟流出道成像。這其中的一個原因是該胎兒解剖結構的小尺寸。另一原因是期望不僅簡單地觀察該解剖結構，還要觀察在完整胎兒心搏周期中通過所述流出道的流動特性的動力學。又一原因是流出道隨著胎兒成長經歷顯著的發(fā)育，并且因此可具有依賴于胎兒年齡的變化的外觀和復雜性。流出道因而可能難于在超聲顯示上標識，并且采集正確取向的圖像幀以用于令人滿意的診斷可能更加困難。 用3D超聲成像胎兒心臟的最近應用已緩解了這些需求中的一些。使用3D成像，可以對完整的胎兒心臟進行成像并且可以采集一序列的3D圖像數(shù)據(jù)集以用于以后的回放和診斷。當將完整胎兒心臟的數(shù)據(jù)采集到數(shù)據(jù)集中時，可以在采集后的診斷期間檢查圖像數(shù)據(jù)以定位心臟的流出道。可以在多平面重建(MPR)中從3D數(shù)據(jù)中提取不同的變化的2D圖像平面，使得可以檢查期望取向的圖像平面。三維成像因而解決了許多使用2D胎兒成像會有問題的靜態(tài)成像難題。最近一種稱為“空間-時間圖像相關”或STIC的技術解決了分析胎兒血流的時間動力學的問題。使用STIC，使用超聲通過胎兒心臟進行掃描，并且經過一序列的心搏周期采集許多圖像幀。當使用2D超聲探頭進行手動掃描時，該圖像采集可耗時十秒或更長?？梢允褂脵C械3D探頭執(zhí)行同樣的采集，所述機械3D探頭機械地掃描通過胎兒心臟區(qū)域的圖像平面，但是3D機械探頭通常具有較差的高度聚焦，其導致在高度維度上構建MPR圖像時的不精確性。在完成采集并且存儲圖像幀后，根據(jù)期望解剖結構的圖像幀(如需要的話利用MPR重建創(chuàng)建)在胎兒心搏周期中的時相順序，將其重組為圖像循環(huán)。該任務因沒有可用于該重新排序的胎兒心臟的ECG信號的事實而變得困難。由于不能將ECG電極附接在胎兒上并且母親自身的ECG信號將淹沒胎兒的電脈沖，因而無法在成像期間采集胎兒ECG。因此有必要從胎兒心臟圖像提取胎兒心搏周期的合成時間信號。這通過基于心臟處或近心臟的胎兒組織運動確定事件觸發(fā)而實現(xiàn)，如在美國專利US 7261695 (Brekke等人)中所述。該合成的心搏周期觸發(fā)信號然后被用于將來自多個心搏周期的圖像重新排序為一個心搏周期循環(huán)，其中所述幀按心跳時相排序。然而該STIC技術并非沒有它的困難。其中之一是重組算法的魯棒性。由于典型的采集創(chuàng)建過多的圖像而不能手動地重新排序，因而已發(fā)展出算法來自動地完成所述幀的重新排序。這些算法依賴于可能不夠令人滿意的圖像數(shù)據(jù)質量。已經努力通過使用對探頭的建議操作來采集最優(yōu)的數(shù)據(jù)集而改善這一情況，但是這是技術依賴的，并且其對解剖結構統(tǒng)計的使用可令其依賴于個體患者。但是更大的問題是胎兒經常運動，并且在數(shù)據(jù)采集所需要的完整的十秒或更長的期間可能不保持靜止。當胎兒移動時，期望圖像數(shù)據(jù)相對于探頭的取向將變化，并且可能完全離開視野，導致在采集的數(shù)據(jù)集中期望解剖結構的缺失。此外，在采集期間胎兒的運動限制了所導出的合成胎兒心搏周期的精度，其將偽影引入到重建的3D數(shù)據(jù)中。Jago 等人在 2009 年6 月 30 日提出的題為 THREE DIMENSIONALFETAL HEARTIMAGING BY NON-ECG PHYSIOLOGICAL GATEDACQUISITION的美國專利申請No. 61/221885 中描述了解決這些問題的STIC的替代。在該申請中，描述了一種診斷超聲系統(tǒng)，其采集3D胎兒心臟數(shù)據(jù)集，該3D胎兒心臟數(shù)據(jù)集通過生理學地導出的門控信號而被門控到胎兒心搏周期。利用1D、2D或3D成像中任何一個對胎兒心臟成像，并且采集來自表現(xiàn)出合適運動的目標的回波信號。例如，對于胎兒心臟成像，目標可以是胎兒的心肌，或胎兒頸動脈中的血液的運動。處理運動信號以產生同步到胎兒心搏周期的門控信號，所述門控信號用于門控3D圖像數(shù)據(jù)采集。然后利用該生理學地導出的門控信號與胎兒心跳時相時間相關地采集三維數(shù)據(jù)集。使用并入了微型波束形成器的2維矩陣換能器可以更容易地實現(xiàn)3D采集的門控，這是由于在這種情況下可以以任何序列或取向電子地生成成像平面。利用這樣的矩陣換能器，通?？梢栽谏儆谝幻雰炔杉粋€心搏周期循環(huán)，并且可以只用數(shù)秒采集若干循環(huán)。由于采集的圖像數(shù)據(jù)已經與胎兒心搏周期同相，因而沒必要對圖像數(shù)據(jù)重新排序，并且由 于采集只需數(shù)秒，因而不用太擔心胎兒運動。與STIC相比，該方法的另一優(yōu)勢是可以向用戶呈現(xiàn)示出采集質量的重建圖像，使得用戶可以在數(shù)據(jù)采集完成前判定是否存在任何運動偽影。如果胎兒確實在短的采集間隔的期間運動了，則可以重新定位探頭并且執(zhí)行另一 3D數(shù)據(jù)采集。此后在采集后診斷期間可以仔細分析成功采集的3D數(shù)據(jù)。期望為臨床醫(yī)師提供一個使這樣的系統(tǒng)易于使用的工作流程。具體而言，期望該系統(tǒng)工作流程簡單可靠地采集生理學地導出的門控信號，知道何時產生穩(wěn)定的門控信號，并且允許臨床醫(yī)師利用該門控信號及時地采集所期望的胎兒心臟循環(huán)。根據(jù)本發(fā)明的原理，一種診斷超聲具有工作流程和控制，所述控制便于利用合成導出的心臟門控信號來采集3D胎兒心臟圖像循環(huán)。在3D成像期間導出心率而無需退出到另外的成像模式。該工作流程使得臨床醫(yī)師能夠設置關于胎兒心臟的3D感興趣區(qū)域(R0I)，然后自動地采集胎兒心率。當臨床醫(yī)師按下“觸發(fā)”控制時，該系統(tǒng)開始采集胎兒心率，并當采集到合適的心率信號時，向該臨床醫(yī)師提供反饋。然后該臨床醫(yī)師按下“開始”控制以啟動觸發(fā)的3D采集。在一兩秒以內，完成觸發(fā)的3D圖像采集并且圖像循環(huán)為采集后的分析作好準備。在附圖中圖I以框圖形式圖示了根據(jù)本發(fā)明的原理構造的超聲診斷成像系統(tǒng)；圖2圖示了典型超聲系統(tǒng)，在所述超聲系統(tǒng)上實現(xiàn)了本發(fā)明的3D胎兒心臟成像系統(tǒng)；圖3的流程圖是用于為胎兒心臟成像采集觸發(fā)信號然后將該觸發(fā)信號用于3D圖像采集的本發(fā)明的工作流程；圖4圖示了根據(jù)本發(fā)明的用于設置胎兒心臟的ROI的控制面板；圖5圖示了適合用于執(zhí)行本發(fā)明的胎兒心臟采集的工作流程的3D顯示；圖6a和圖6b圖示了用于手動地或自動地任選地采集觸發(fā)信號的控制面板；圖7圖示了用于自動采集胎兒心臟觸發(fā)信號的一種技術；
圖8圖示了額外地顯示M模式圖像的3D顯示，所述M模式圖像支持并提供合成導出的胎兒心率信號的用戶置信度。首先參考
圖1，以框圖的形式示出了根據(jù)本發(fā)明原理構造的超聲系統(tǒng)10。該超聲系統(tǒng)由前端采集子系統(tǒng)IOA和顯示子系統(tǒng)IOB兩個子系統(tǒng)配置。超聲探頭耦合到采集子系統(tǒng)，該采集子系統(tǒng)包括二維矩陣陣列換能器70和微型波束形成器72。所述微型波束形成器包含對施加到陣列換能器70的元件組(“片(patches)”)的信號進行控制的電路，并且對從每組的元件接收的回波信號進行一些處理。探頭內微型波束形成有利地減少了探頭和超聲系統(tǒng)之間的線纜中的導體數(shù)量，這在美國專利US 5997479 (Savord等人)和US 6436048(Pesque)中進行了描述。探頭稱合到超聲系統(tǒng)的米集子系統(tǒng)10A。該米集子系統(tǒng)包括波束形成控制器74,該波束形成控制器74對用戶控制36響應，并且向微型波束形成器72提供控制信號，以指示探頭關于發(fā)射波束的時間、頻率、方向以及聚焦。波束形成控制器也通過其對模數(shù)(A/D) 轉換器18和波束形成器20的控制對由采集子系統(tǒng)接收的回波信號的波束形成進行控制。由探頭接收的回波信號由采集子系統(tǒng)中的前置放大器和TGC (時間增益控制)電路16放大，然后被所述A/D轉換器18數(shù)字化。然后由波束形成器20將數(shù)字化的回波信號形成為完全導引且聚焦的波束。然后由圖像處理器22處理該回波信號，所述圖像處理器22執(zhí)行數(shù)字濾波、B模式和M模式檢測，以及多普勒處理，并且也可執(zhí)行其他信號處理，例如，諧波分離、斑點抑制和其他期望的圖像信號處理。由采集子系統(tǒng)IOA產生的回波信號耦合到顯示子系統(tǒng)10B，所述顯示子系統(tǒng)IOB處理回波信號以按期望的圖像格式顯示。利用圖像線處理器24處理回波信號，所述圖像線處理器24能夠對回波信號采樣，將波束段拼接成完整的線信號并且將線信號平均，用于改善信噪比或者流連續(xù)性(flowpersistence)。利用執(zhí)行現(xiàn)有技術中的R_theta轉換的掃描轉換器26將2D圖像的圖像線掃描轉換為期望的圖像格式。然后將圖像存儲在圖像存儲器28中，圖像能夠從圖像存儲器顯示到顯示器38上。存儲器中的圖像也被與該圖像一起顯示的圖形覆蓋，所述圖形由對用戶控制36響應的圖形生成器34生成?？梢栽趫D像循環(huán)或圖像序列的捕獲期間將單個圖像或圖像序列存儲在視頻存儲器(cine memory) 30中。對于實時體積成像，顯示子系統(tǒng)IOB也包括3D圖像繪制處理器32，其從圖像線處理器24接收圖像線以繪制實時三維圖像。3D圖像可以在顯示器38上顯示為實況(實時)3D圖像，或者耦合到圖像存儲器28用于3D數(shù)據(jù)集的存儲以供以后審閱和診斷。根據(jù)本發(fā)明的原理，胎兒心率合成器產生心率觸發(fā)信號，用于胎兒心臟圖像的門控的3D采集。在圖I的實現(xiàn)方式中，胎兒心率合成器包括運動估計器40，該運動估計器接收來自所成像解剖結構的指定位置ROI的時間離散的回波信號，并且處理該回波以產生表示該指定位置處的運動的信號。從其處采集時間離散的回波信號的解剖結構中的位置可以是默認的圖像位置例如圖像中心，或者其可以是由用戶通過對用戶控制36的控制的操作而指定的位置。例如，用戶能夠操作用戶控制的操縱桿、跟蹤球，或者其他控制以定位胎兒頸動脈中的樣本體積。然后可以根據(jù)運動的胎兒的組織或血液的樣本執(zhí)行運動估計。可以通過圖像處理器執(zhí)行該處理中的一些，例如對來自樣本體積位置的回波信號進行的多普勒處理。例如，然后可以將由該圖像處理器產生的流或組織運動速度的估計直接轉發(fā)給運動估算器。如果該樣本體積位于例如胎兒心臟肌肉的組織上，則可以通過組織多普勒處理對來自胎兒心臟的回波信號進行處理用于運動辨別。檢測運動的又一方式是通過跟蹤圖像中給定組織位置中的斑點的運動。檢測運動的仍又一方式是如美國專利US 6299579(Peterson等人)中所描述地通過MSAD塊匹配對連續(xù)的圖像中組織位置中的變化進行比較。用于檢測運動的仍又一技術是使用M模式，該模式利用通過胎兒心臟定位的M線。這在圖7中圖示，圖7示出了通過M線產生的M模式圖像60，所述M線通過在超聲圖像上定位M線光標使得所述M線延伸通過胎兒心臟的左心室(LV)而定位。當以此方式定位時，該M線將通過胎兒心臟一側的心肌壁12，通過LV的腔，并且通過心臟另一側的心肌組織14。沿著該M線的方向周期性發(fā)射穿過LV的超聲波束，并且在顯示器上以滾動的方式沿著先前接收的A線示出從每個發(fā)射接收的A線。結果是如圖7中所示出M模式圖像，其中當胎兒心臟在心搏周期的舒張末點松弛時，心臟的相對的兩側是最大分離的，如箭頭52’所指示。心臟的相對壁在心搏周期的峰值收縮時相時最接近，如箭頭54’所示。圖7圖示了當胎兒心臟隨著每次心跳收縮和舒張時心臟壁的運動的這種周期模式。通過對心臟壁12或心臟壁14的位置的改變(運動)進行跟蹤，能夠通過為接收胎兒心臟運動信號而耦合的心搏周期合成器42產生與 心搏周期同相的波形。也可使用胎兒心率檢測的其他技術來產生心率觸發(fā)信號，該其他技術例如利用峰值頻率檢測估計胎兒心臟運動的頻率。一旦通過上述或任何其他技術產生觸發(fā)信號，則將該心率觸發(fā)信號施加給波束形成器控制器74，所述波束形成器控制器74使用所述心率觸發(fā)信號來門控胎兒心臟圖像的采集。該心率信號也耦合到圖形生成器34，該心率信號可以在所述圖形生成器34處顯示為給用戶的反饋，如下以下更加詳細地描述。圖2圖示了超聲系統(tǒng)50，在所述超聲系統(tǒng)50上實現(xiàn)了本發(fā)明的實施例。該系統(tǒng)50包括顯示器56，在所述顯示器56上顯示所采集的超聲圖像。以兩種方式提供對該超聲系統(tǒng)的控制。一種是位于系統(tǒng)前方的控制面板36，其包括跟蹤球、按鈕，以及用于基本系統(tǒng)操作的控制。觸摸屏顯示器58位于控制面板的頂部并且顯示用于高級特征的軟鍵，所述軟鍵可以周期性地更換或針對過程的每個步驟更換。觸摸屏顯示器58的軟鍵如下所述地在本發(fā)明的實現(xiàn)方式中廣泛地使用。圖3的流程圖示出了本發(fā)明實現(xiàn)方式的工作流程序列。當超聲檢查工作者觸摸在觸摸屏顯示器上的軟鍵以從普通3D成像模式進入到3D雙平面(biplane)模式的時候，該工作流程序列以步驟70開始。圖4圖示了當超聲檢查工作者已經輸入雙平面模式時所顯示的觸摸屏按鈕。在美國專利US6709994 (Frisa等人)中描述了 3D雙平面模式，并且在該模式中對身體的體積區(qū)域的兩個平面快速連續(xù)地交替成像，因此產生身體的每個個平面的實況圖像。當該成像系統(tǒng)最初進入該雙平面模式時，掃描并顯示與2D陣列換能器的中心和正交平面的中心對齊的兩個圖像。通過示出在圖像顯示器56上的雙平面圖像，超聲檢查工作者在步驟72觸摸在圖4的觸摸屏顯示器的屏幕底部示出的“3D R0I”按鈕。該按鈕在每個雙平面圖像上打開由圖形生成器34產生的虛線的ROI的輪廓。圖5示出了兩個雙平面圖像102和104，每個具有在圖像的中心的虛線的梯形ROI輪廓106和虛線的梯形ROI輪廓108。當胎兒心臟定位于初始3D圖像的中心時，兩個ROI輪廓106和108中的每個將定義感興趣區(qū)域，所述感興趣區(qū)域包括在每個雙平面圖像102和104的中心的胎兒心臟。利用由ROI這樣指示了的胎兒心臟，超聲檢查工作者在步驟74中實現(xiàn)觸發(fā)信號的自動采集，所述觸發(fā)信號用于胎兒心臟的3D圖像的門控采集。超聲檢查工作者首先確定針對門控采集將使用手動設置的心率還是自動確定的心率。這通過將自動采集模式按鈕設置為期望的模式來完成，如圖6a和圖6b中的“采集模式(Acq Mode)”按鈕所示。該按鈕具有兩種操作模式，在一種中超聲檢查工作者手動設置心率(圖6a)而另一種中自動采集觸發(fā)信號(圖6b)。當已選擇手動模式時，標記“估計心率(Estim HR)”出現(xiàn)在“采集模式”按鈕上，如圖6a中所示。然后超聲工作者通過輕擊位于“采集模式”按鈕正下方的“心率”按鈕的心率數(shù)值任一側上的增大和減小箭頭來手動地設置心率。在圖6a的范例中，心率值已設置為60bpm。例如，超聲檢查工作者可以選擇將心率設置為由心臟運動的M模式顯示先前指示的值。如果“采集模式”按鈕在手動模式，則超聲檢查工作者可以觸摸該按鈕以切換為自動模式，在這種情況下“自動(Auto)”出現(xiàn)在“采集模式”按鈕上，如圖6b中所示。然后超聲工作者觸摸位于“采集模式”按鈕上方的“觸發(fā)”按鈕以自動地采集胎兒心率，如圖3中步驟76所指示。然后該系統(tǒng)開始通過使用例如上述測量技術中的一種自動地估計胎兒心率。當系統(tǒng)這么做時，當前自動估計的心率值出現(xiàn)在“心率”按鈕上并且隨著系統(tǒng)更新其對胎兒心率的估計而改變。當估計變得穩(wěn)定時，該系統(tǒng)為觸發(fā)采集3D胎兒心臟圖像做好準備。該·穩(wěn)定性由如步驟78所指示的聲音反饋或視覺反饋指示。例如,虛線的ROI輪廓可以初始為一種顏色(例如白色或黃色)并且可以在自動檢測的心率已變得穩(wěn)定時變?yōu)榈诙伾?例如綠色)。另一備選是當估計的心率已變得穩(wěn)定時在“心率”按鈕上的每分鐘心跳次數(shù)變?yōu)榫G色。當檢測的心率已變得穩(wěn)定時，超聲工作者觸摸位于觸摸屏顯示器58的左上方的“開始(Start)”按鈕(圖3的步驟80)，如圖6b所示。然后該超聲系統(tǒng)將使用自動確定的觸發(fā)信號以在諸如四次心跳的若干心跳中采集門控3D胎兒圖像。所采集的圖像被存儲并為后續(xù)的回放和診斷作好準備。在3D圖像采集的結束，所構建的系統(tǒng)如圖8所示地顯示雙平面圖像102、104，以及位于雙平面圖像下方的M模式顯示110。諸如M線112或M線114的M線指示采集該M模式顯示的解剖結構中的位置。通過查看M模式顯示110，超聲檢查工作者可以相信自動采集的門控3D圖像，所述M模式顯示110與門控3D圖像同時采集。當該M模式顯示示出心臟運動的穩(wěn)定的周期性圖案時，超聲檢查工作者可以相信從該M模式顯示估計的觸發(fā)信號是穩(wěn)定的并且適合用作胎兒門控信號。
權利要求
1.一種用于3D胎兒心臟圖像的門控采集的超聲診斷成像系統(tǒng)，其包括 超聲探頭，其包括適于3D胎兒成像的二維陣列換能器； 圖像處理器，其適于處理來自所述探頭的圖像信號以供顯示； 耦合到所述圖像處理器的圖像顯示器； 具有多個用戶能操作的控制的用戶控制； 圖形生成器，其對用戶控制響應，所述圖形生成器在超聲圖像中標識感興趣區(qū)域(ROI)； 用戶控制，其適于啟動對由所述ROI標識的超聲數(shù)據(jù)的處理以確定胎兒心率； 指示器，其對用于確定胎兒心率的對超聲數(shù)據(jù)的所述處理響應，所述指示器指示已經確定胎兒心率；以及 采集控制，其適于當所述指示器指示己經確定胎兒心率時，由用戶致動所述采集控制以采集門控3D胎兒心臟圖像。
2.如權利要求I所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，適于啟動對由所述ROI標識的超聲數(shù)據(jù)的處理的所述用戶控制，還適于致動心搏周期合成器，所述心搏周期合成器對從所述ROI接收的回波信號響應以產生合成的胎兒心率信號。
3.如權利要求2所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述心搏周期合成器對運動的估計響應，所述運動的估計是由運動估計器響應于從所述ROI接收的回波信號產生的。
4.如權利要求2所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述心搏周期合成器對頻率的估計響應，所述頻率的估計是響應于從所述ROI接收的回波信號產生的。
5.如權利要求I所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，當已經確定胎兒心率時所述指示器產生視覺或聽覺指示。
6.如權利要求5所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述指示器結合超聲圖像的顯示產生視覺指示。
7.如權利要求5所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，結合用戶控制產生所述視覺指示。
8.如權利要求I所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述采集控制還適于同步于所確定的胎兒心率采集多個心搏周期的門控3D胎兒心臟圖像。
9.如權利要求I所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，還包括用戶控制，用戶能夠通過所述用戶控制手動地設置胎兒心率。
10.一種用于采集由合成的胎兒心率信號門控的3D胎兒心臟圖像的方法，其包括 采集胎兒心臟的超聲圖像； 在超聲圖像中限定感興趣區(qū)域(R0I)，所述感興趣區(qū)域(ROI)在所述圖像中描繪所述胎兒心臟； 使用從所述ROI返回的回波信號自動地估計所述胎兒心率； 產生已經估計所述胎兒心率的指示；以及 在已經估計所述胎兒心率的所述指示之后，同步于所估計的胎兒心率采集門控3D胎兒心臟圖像。
11.如權利要求10所述的方法，其中，產生指示還包括產生已經估計穩(wěn)定的胎兒心率的聽覺或視覺指示。
12.如權利要求10所述的方法，其中，使用回波信號自動地估計所述胎兒心率還包括通過運動估計或頻率估計中的一個估計所述胎兒心率。
13.如權利要求10所述的方法，其中，采集還包括采集所述胎兒心臟的雙平面圖像； 其中，限定ROI還包括在每個雙平面圖像中限定ROI。
14.如權利要求10所述的方法，其中，采集門控3D胎兒心臟圖像還包括采集多個胎兒心搏周期的門控3D胎兒心臟圖像。
15.如權利要求10所述的方法，還包括與M模式圖像一起顯示在其中限定了ROI的超聲圖像，所述M模式圖像由從所述ROI接收的超聲回波信號產生。
全文摘要
一種超聲系統(tǒng)和方法提供工作流程以采集由合成心臟門控信號門控的胎兒心臟的3D圖像。在超聲圖像中限定描繪出胎兒心臟的ROI?？刂扑龀曄到y(tǒng)以根據(jù)從ROI接收的回波信號自動地估計胎兒心率。當所述系統(tǒng)已采集穩(wěn)定的合成心率信號時，給用戶關于其的指示，并且然后用戶命令所述系統(tǒng)采集若干個胎兒心搏周期的3D胎兒心臟圖像，所述若干個胎兒心搏周期使用合成心率信號門控。
文檔編號A61B8/02GK102946810SQ201180029313
公開日2013年2月27日 申請日期2011年4月27日 優(yōu)先權日2010年6月17日
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