Компенсация движения в функциональном формировании изображений - RU2431443C2

Чертежи

Описание

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящее изобретение относится к технике цифрового формирования изображения. Она находит конкретное применение в сочетании с системами формирования изображения компьютерной томографии на однофотонном излучении (SPECT) или позитрон-эмиссионной томографии (PET) и более конкретно в сочетании с объединенными системами SPECT/CT или PET/CT и будет описана с конкретной ссылкой на них. Однако должно быть понятно, что настоящее изобретение также может находить применение в комбинации с SPECT, PET или другими исследованиями с ядерным формированием изображения и другими модальностями, такими как CT (компьютерная томография), MRI (формирование изображения на магнитном резонансе), ультразвук и другие.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

В ядерной медицине субъекту вводят радиофармацевтические препараты, несущие радиоизотоп, который распадается, испуская гамма-излучение. Ядерные камеры, такие как SPECT или PET сканеры, детектируют гамма-излучение и восстанавливают диагностическое изображение, иллюстрирующее плотность радиоактивных событий в субъекте.

В SPECT формировании изображения радиоактивный источник испускает частицы высокой энергии, которые проходят, по меньшей мере, через часть субъекта в области формирования изображения и собираются на матрице детекторов, которая располагается около субъекта. Чтобы принять достаточно радиоактивных событий для восстановления многозначительного диагностического изображения, субъект остается в области формирования изображения в течение длительного периода времени, порядка 10 сек, минут или более. Для сравнения CT исследование может выполнять сканирование ограниченной области менее чем за минуту.

Поскольку субъект должен оставаться в области формирования изображения в течение длительного периода времени, то возникает несколько источников движения, что будет снижать пространственное разрешение результирующего изображения. Во-первых, субъект может двигаться. Произвольное движение заставляет также двигаться внутреннюю анатомию субъекта и таким образом сдвигать положения в диагностическом изображении. Во-вторых, время сканирования является для субъекта слишком длительным, чтобы сохранять свое дыхание. Даже будучи поверхностным, управляемое дыхание будет вносить периодическое движение грудной клетки. Непрерывное дыхание во время SPECT сбора данных приводит к периодическому поступательному перемещению сердца на несколько сантиметров в краниально-каудальном направлении. Это приводит к пространственному размыванию восстанавливаемых изображений и ухудшает объемную оценку левого желудочка сердца в обоих изображениях отдельных фаз сердца и изображениях перфузии.

Формирование изображения многих областей тела может быть затруднительным или приводить к размыванию за счет ритмов тела, ритмов дыхания, сердца и других физиологических ритмов. Например, в кардиотонической SPECT томографии изображения сердца собираются, и естественно сердце постоянно двигается. Бьющееся сердце периодически сокращается, сдвигается, поворачивается и закручивается, что сложным и неоднородным образом смещает отдельные сегменты миокарда на несколько сантиметров. Тем самым ухудшается пространственное разрешение суммарного изображения перфузии. Три упомянутых источника движения также производят пространственное расхождение положения внутренних органов субъекта и в конечном счете вызывают пространственное размывание результирующего SPECT изображения. По мере того как SPECT модальность формирования изображения усовершенствуется, упомянутые источники движения становятся в большей степени проблематичными, поскольку они могут сводить на нет преимущества, полученные за счет высокого разрешения, из-за размываний изображений.

В настоящее время предпринимаются попытки зарегистрировать произвольное физическое движение пациента. Однако эти попытки не компенсируют движение, вызываемое естественными дыхательными и сердечными циклами, и сосредоточены только на пространстве SPECT изображения.

Настоящее изобретение обеспечивает новые улучшенные способ и устройство, которые преодолевают вышеупомянутые и другие проблемы.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Согласно одному аспекту настоящего изобретения обеспечивается способ формирования диагностического изображения с компенсацией дыхательного и сердечного движения с первой модальностью формирования изображения. Изображения, которые имеют общую фазу сердца, но различные фазы дыхания, преобразуются в изображения множества фаз сердца, но все с выбранной общей фазой дыхания. Изображения с общей фазой сердца и выбранной фазой дыхания объединяются в последовательности компенсированных изображений дыхания на множестве фаз сердца. Последовательности компенсированных изображений дыхания преобразуются согласно форме и модели движения сердца, чтобы генерировать последовательность компенсированных изображений сердца и дыхания, которые находятся в выбранной общей фазе сердца и в выбранной общей фазе дыхания. Указанные изображения объединяются в изображение в выбранных общих фазах сердца и дыхания.

Согласно другому аспекту настоящего изобретения обеспечивается способ компенсации дыхательного и сердечного движения в восстановлении диагностического изображения. Во время сканирования ядерного формирования изображения отслеживается дыхательная деятельность субъекта и создается вектор дыхательного движения. Деятельность сердца субъекта также отслеживается во время сканирования. Необработанные данные изображения, собранные во время сканирования, накапливаются согласно обеим его фазам дыхания и сердца, и накопленные необработанные данные восстанавливаются во множество изображений. Изображения преобразуются согласно вектору дыхательного движения и далее настраиваются согласно форме и модели движения сердца. Затем переведенные и настроенные изображения объединяются.

Согласно другому аспекту настоящего изобретения обеспечивается способ формирования диагностического изображения. Сканер первой модальности генерирует множество изображений сердца в каждой из множества фаз дыхания и сердца. Процессор настройки дыхания преобразует изображения, которые имеют общую фазу сердца, но различные фазы дыхания, в последовательность изображений на множестве фаз сердца, но на выбранной общей фазе дыхания. Подпрограмма преобразования сердца преобразует последовательность компенсированных изображений дыхания согласно форме и модели движения сердца, чтобы генерировать последовательность компенсированных изображений сердца и дыхания на выбранной фазе сердца и на выбранной общей фазе дыхания. Подпрограмма суммирования сердца объединяет изображения и выбранные общие фазы сердца и дыхания.

Согласно другому аспекту настоящего изобретения обеспечивается процессор восстановления изображения для использования в сочетании с процедурами SPECT формирования изображения сердца. Процессор настройки дыхания принимает множество изображений различных фаз дыхания и различных фаз сердца и настраивает изображения различных фаз дыхания и фаз сердца в последовательность изображений с общей фазой дыхания, но с различными фазами сердца. Процессор настройки сердца принимает последовательность изображений и настраивает их в общую фазу сердца, производя изображение на общей фазе сердца и общей фазе дыхания.

Одним преимуществом настоящего изобретения является более надежная оценка и коррекция дыхательного движения.

Другое преимущество настоящего изобретения составляет более надежная оценка и коррекция сердечного движения.

Другое преимущество настоящего изобретения состоит в устранении пространственного размывания, обусловленного дыхательным и сердечным движением.

Остальные преимущества настоящего изобретения будут понятны специалистам после прочтения и осмысления последующего подробного описания.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

В дальнейшем изобретение поясняется описанием конкретных вариантов его осуществления со ссылками на сопровождающие чертежи, на которых:

Фиг.1 изображает схематическую иллюстрацию SPECT/CT системы согласно настоящему изобретению,

Фиг.2 изображает векторное поле, описывающее типичное дыхательное смещение,

Фиг.3 изображает схематическую иллюстрацию SPECT/CT системы, использующую итерационное восстановление, и

Фиг.4 изображает подробную процедурную схему обработки данных, выполняемой во время итерационного восстановления.

Человеческое сердце бьется прогнозируемым образом. При нормальной деятельности скорость, с которой бьется сердце, может варьироваться от меньше одного раза в секунду, когда субъект находится в покое, до трех раз в секунду при чрезмерном физическом напряжении и/или стрессе. Также диапазон движения не всегда является точно одинаковым от человека к человеку. Часто, когда планируется проводить с субъектом процедуру SPECT формирования изображения сердца, врач пытается диагностировать пороки сердца, и это часто воздействует на поведение сердца в его цикле.

В результате выгодно выполнять предварительную сканограмму моделирования сердечной деятельности для создания индивидуальной формы и модели движения сердца, то есть модели, которая является специфической для субъекта. Как показано на Фиг.1, чтобы генерировать специфические для субъекта форму и модель движения сердца, субъект располагается в диагностическом сканере 10. Выполняется сканирование моделирования, которое воспринимает изображения на нескольких фазах, например 5-10 фазах, сердечного цикла, и собирается во время задержки дыхания, чтобы избавиться от ухудшения сердечного движения. Альтернативно для генерации изображений сердца в общей фазе дыхания можно использовать селектируемый сбор данных или восстановление. Оптимально упомянутые изображения воспринимают и отображают перенос, вращение, расширение, сокращение и искривление сердечной мышцы во время его цикла. Предпочтительно диагностический сканер представляет собой комбинированный SPECT/CT сканер, и сканограмма моделирования сердца выполняется на CT участке. Это позволяет последовательно выполнять два типа диагностических сканограмм без движения субъекта. Конечно, предполагается наличие отдельных сканеров, но в таком случае субъект перемещают и возвращают обратно, чтобы дублировать положение сканограммы моделирования сердца. Выполняемая сканограмма моделирования предпочтительно представляет собой электрокардиограмму (ECG, ЭКГ), селектируемую CT сканированием. Селекция ЭКГ гарантирует, что воспринимаются желательные изображения каждой стадии сердечного движения.

Предпочтительно сканограмма моделирования сердца выполняется непосредственно перед сканограммой SPECT формирования изображения. Это делается, чтобы гарантировать максимальную согласованность между поведением сердца субъекта от сканограммы моделирования сердца до SPECT сканограммы. Альтернативно сканограмма моделирования сердца может быть выполнена, например, на другой день, но в этом случае более вероятно, что поведение сердца изменится. Последнее больше относится к субъектам с дефектами сердца, так как более вероятно, что сердце субъекта будет варьировать свой характер деятельности во времени. Также сканер моделирования сердца необязательно должен быть CT сканером, но также может быть MRI, ультразвуковым сканером, доплеровским УЗИ сканером или любым другим средством, которое может надежно воспринимать полный диапазон движения сердца с анатомической точки зрения.

После выполнения сканограммы моделирования сердца, процессор 12 создания модели подгоняет общую форму и модель 11 движения сердца к данным специфическим для пациента, которые были собраны, например, путем адаптации или подгонки модели формы к индивидуальным изображениям, восстановленным для различных фаз сердца. Часть движения формы и модели движения сердца может быть использована для ведения или упорядочения этой процедуры адаптации. Затем выводится карта специфического для пациента движения для миокарда из точечных соответствий подобранных моделей, которые дают надежную оценку. Клинические врачи могут идентифицировать, по меньшей мере, восемь различных точек в пределах сердечного цикла, где сердце находится в различном положении. Общая модель представляет ожидаемые положения для усредненного сердца. Подгоняя ожидаемое движение общей модели к действительному движению сердца субъекта, взятому из сканограммы моделирования сердца, получают специфическую для пациента модель сердца. Предпочтительно, чтобы модель иллюстрировала положение сердца субъекта, по меньшей мере, в восьми фазах, но предусматривается больше или меньше фаз. С меньшим количеством фаз, модель может не воспринимать полный диапазон движения сердца.

Затем специфические для пациента форма и модель движения сердца сохраняются в базе 13 данных модели пациента. Специфические для пациентов модели сердца могут сохраняться на протяжении периодов времени неопределенной длительности, так что любая последующая процедура SPECT формирования изображения для этого пациента может запрашивать их. Периодически могут генерироваться новые специфические для пациента модели, чтобы заменить старые, если пациенту планируется иметь несколько SPECT сканограмм или если изменилось состояние сердца. Аналогично модели, хранимые в базе 13 данных, могут отмечаться как устаревшие или удаляться полностью. Однако может быть выгодным архивировать старые специфические для пациента модели, чтобы сравнивать их с более новыми в качестве дополнительного диагностического инструмента, показывающего, как изменяется во времени функция сердца.

Как только генерируется и сохраняется специфическая для пациента модель сердца, субъект готов для процедуры SPECT формирования изображения. Если для создания модели сердца использовался SPECT/CT сканер, то опора пациента переносит исследуемую область с участка CT платформы на участок SPECT платформы. При подготовке для сканограммы субъект снабжается датчиком 14 дыхательного движения, таким как оптический маркер, установленный вблизи диафрагмы, и монитор положения маркера, такой как видеосистема. Также предусматриваются РЧ системы, акустические системы, другие оптические системы, пневматические системы и подобные. Датчик 14 располагается смежно с диафрагмой субъекта, чтобы детектировать периодическое движение дыхательного цикла субъекта. В частности датчик 14 располагается так, что детектируются, по меньшей мере, положение максимального вдоха и положение максимального выдоха. Предпочтительно воспринимается промежуточное дыхательное положение на полпути между максимальным вдохом и максимальным выдохом. Предпочтительным является сумма трех дыхательных положений, включая два крайних положения. Могут генерироваться дополнительные промежуточные дыхательные положения, допускающие подсчет событий.

Дополнительно к соединению к субъекту дыхательного датчика 14, к субъекту прикладываются электроды 15 ЭКГ сердца. Если сканограмма моделирования сердца уже была выполнена, то субъект уже будет иметь присоединенные ЭКГ электроды 15. Как только датчики сердца и дыхания оказываются на месте, субъект готов для ядерного сканирования. Монитор 16 дыхания отслеживает дыхательный цикл, и ЭКГ монитор 18 отслеживает сердечный цикл во время ядерного формирования изображения.

Субъекту вводят радиоактивное вещество 20. Обычные радиоизотопы, используемые в ядерной медицине (SPECT и PET), включают в себя технеций-99m, таллий-201, фтор-18, индий-111, галлий-67, йод-123, йод-131 и ксенон-133. Обычно каждый радиоизотоп связывается с несущей молекулой, предназначенный для специфического клеточного процесса. Для стадий перфузии миокарда выбираются носители, которые концентрируются в кровотоке. Несущие молекулы имеют тенденцию накапливаться в исследуемой области, и распад радиоизотопов обеспечивает информацию о местоположении и концентрации носителей, следовательно, о местоположении крови в исследуемой области. В типичном формировании изображения сердца используются меченые атомы, которые накапливаются в ткани хорошо обтекаемой мышцы. Ядерные события детектируются матрицей 22 детекторов.

После приема радиоактивного события в матрице 22 детекторов процессор 24 накопления событий сортирует каждое событие в подходящий накопитель 26. В предпочтительном варианте осуществления имеется двадцать четыре накопителя 26 событий. Они представляют по три различных положения дыхательного цикла на каждом из восьми положений сердечного цикла. Когда событие принимается, процессор 24 накопления событий отмечает точку дыхательного цикла из монитора 16 дыхания и точку сердечного цикла из ЭКГ монитора 18. Из полученной информации процессор 24 накопления событий может сортировать каждое событие в походящий накопитель 26. Дополнительно накопление может достигаться посредством пометки каждого события индикатором соответствующих точек дыхательного и сердечного циклов. Пометка также может достигаться косвенно через координированные временные отметки событий и выходы мониторов дыхания и сердца.

Как только все требуемые события собраны, процессор 30 восстановления восстанавливает каждый накопитель событий в отдельное изображение. Каждое из двадцати четырех восстановленных изображений восстанавливается с относительно высоким пространственным разрешением, но если плотность счета низкая, то может быть высокий уровень шума. Каждый из накопителей по-существу является снимком сердца в точке сердечного и дыхательного циклов, где эти отсчеты были собраны. Если бы все эти события строились в единое изображение без накопления, зависящего от цикла, то единое изображение было бы размытым и ухудшенным из-за сердечного и дыхательного движения.

Как только все события в каждом из накопителей 26 событий восстановлены в изображение, изображения настраиваются и объединяются. Сначала процессор 32 настройки дыхания регистрирует и объединяет несравнимые изображения дыхательного компоненты каждой фазы сердца. В предпочтительном варианте осуществления имеется по три изображения для каждой изображаемой точки или фазы дыхательного цикла: одна из которых представляет максимальный вдох, одна представляет максимальный выдох и одна представляет промежуточную дыхательную стадию, отслеживаемую по движению диафрагмы, что сообщается монитором дыхания. Движение, вызываемое дыхательным циклом, виртуально представляет собой перенос в краниально-каудальном направлении. В пределах каждой из восьми изображенных сердечных фаз три изображения виртуально идентичны, за исключением смещений в краниально-каудальном направлении. Процессор 32 настройки дыхания сравнивает три изображения и определяет преобразование смещения среди изображений, например перенос, строгое преобразование или аффинное преобразование. Во всех фазах сердца дыхательное смещение должно быть одинаковым. В одном варианте осуществления все изображения фазы сердца используются для определения общего строгого преобразования. Альтернативно одна или несколько фаз могут быть использованы для определения преобразования для всех фаз. В качестве другой опции преобразование независимо определяется для каждой фазы. Например, процессор 32 настройки дыхания может использовать сумму квадратных разностей уровня яркости как меру подобия благодаря мономодальному характеру задачи. Таким образом, процессор 32 настройки дыхания создает дыхательное преобразование, которое в простейшем случае могло бы быть вектором трансляции, как показано на Фиг.2, непосредственно из данных SPECT изображения.

В предпочтительном варианте осуществления процессор настройки дыхания включает в себя подпрограмму 36 преобразования, которая преобразует изображения максимального вдоха и максимального выдоха, чтобы покрыть промежуточное изображение. Альтернативно изображения могут совмещаться в других точках дыхательного цикла, например в одном из экстремумов. Сразу после совмещения три изображения в пределах каждой одной из восьми изображенных фаз сердца объединяются подпрограммой суммирования (38), предпочтительно линейного суммирования отсчетов. Альтернативно любое событие - максимальный вдох или максимальный выдох (или оба) - могут быть взвешены еще, если изображения промежуточной стадии являются более размытыми из-за того, что они собирались в широком диапазоне движения. Настройка и объединение изображений в каждой изображенной фазе сердца согласно преобразованию дыхания создает единое изображение для каждой фазы сердца, в котором пространственное размывание, наведенное дыханием, удаляется. Из-за того что объединенное изображение в каждой фазе имеет больше отсчетов, например три раза, оно имеет меньше шума, чем первоначально собранные селектированные изображения сердца и дыхания. В иллюстрируемом варианте осуществления двадцать четыре изображения уменьшаются до восьми изображений, каждое в различной фазе сердца, но в одинаковой фазе дыхания.

Для получения сопоставимых свойств сигнала к шуму восстановленных SPECT изображений для каждой фазы сердца могут быть выбраны пороги, так чтобы приблизительно одинаковое число SPECT событий попадало в каждый из накопителей дыхания. Чтобы минимизировать остаточное размывание движения во время соответствующего временного интервала дыхания на шкале разрешения восстановленных SPECT изображений, могут быть заданы более длительные временные интервалы сбора данных на максимальных вдохе и выдохе, где движение является минимальным, и более короткие временные интервалы сбора данных в промежуточных состояниях, где движение больше. Такая ситуация может привести к неравномерному распределению SPECT событий по накопителям дыхания, но исходное отношение сигнала к шуму восстанавливаются, как только изображения объединяются. Это выгодно, если отдельные изображения, специфические для фазы дыхания, не полезны для диагностических целей.

Альтернативно ценою некоторых отсчетов SPECT событий в областях самого быстрого движения промежуточная стадия дыхания может быть удалена или сильно ограничена, поскольку она имеет самую высокую остаточную дисперсию. Таким образом, могут собираться, преобразовываться и суммироваться только максимальные вдох и выдох (и, возможно, одна или несколько не размытых промежуточных стадий дыхания).

После того как двадцать четыре изображения объединены в восемь фаз сердца в иллюстративном варианте осуществления, остальные восемь изображений могут быть объединены в единое SPECT изображение. Продолжая ссылаться на Фиг.1, оператор указывает, какую точку сердечного цикла он хотел бы видеть в окончательном изображении на пользовательском интерфейсе 40. Альтернативно по умолчанию может быть использована некоторая опорная фаза. Когда восемь (объединенных по дыханию) изображений фаз сердца установлены, процессор 42 настройки сердца ищет последнюю модель сердца специфическую для пациента из базы 13 данных модели сердца. Процессор 42 настройки сердца идентифицирует, какое из восьми изображений (если таковые имеются) соответствует фазе сердца, введенной пользователем. Процессор настройки сердца включает в себя подпрограмму 44, которая анализирует модель сердца, специфическую для пациента, чтобы генерировать преобразования, которые преобразуют каждое из изображений фазы сердца в выбранную пользователем фазу. Преобразования обычно включают в себя перенос, вращение, расширение, (или сжатие), суммирование и искривление изображений фазы сердца, чтобы выровнять их с выбранной фазой.

Более конкретно подпрограмма 44 генерации преобразования процессора 42 настройки сердца сначала генерирует поточечное соответствие данных SPECT изображения и преобразует их в специфические для пациента форму и модель движения сердца. Здесь, специфические для пациента форма и модель движения сердца, соответствующие выбранной фазе сердца, регистрируются или совмещаются с компенсированным SPECT изображением дыхательного движения для одинаковой фазы сердца, чтобы установить точки соответствия. Строгое преобразование является достаточным для этой задачи, если геометрия двух сканограмм является истинной (нет масштабирования, сдвига или искривления). Затем специфическая для пациента карта движения, выведенная из сканограммы моделирования сердца, прикладывается к соответствующим точкам в компенсированных SPECT изображениях дыхательного движения различных фаз сердца. Поля вектора движения из специфической для пациента модели движения интерполируются, чтобы определить обращение полей вектора движения для каждого пикселя восстановленных (и усредненных по дыханию) SPECT изображений из их действительной фазы в выбранную фазу сердца. Подпрограмма 46 преобразования действует на каждом из изображений фазы сердца, чтобы преобразовать его в выбранную фазу, и подпрограмма 48 объединения объединяет, например суммирует преобразованные изображения фазы сердца в выбранной фазе. Конечно, преобразованные изображения могут объединяться с взвешиванием. Например, изображения, которые преобразуются как наименьшие, могут взвешиваться больше тех, которые преобразуются как наибольшие.

Когда используются CT данные (или другой модальности), имеются другие анатомические структуры, которые не действительны в SPECT изображении. Тем самым обеспечивается больше опорных точек, чтобы измерять движение сердца.

Указанный процесс эффективно удаляет все компоненты движения, обусловленные обоими сердечным и дыхательным циклами. Как только изображения выровнены, они объединяются в единое диагностическое изображение. Альтернативно процессор настройки сердца может выполнять вышеупомянутый процесс для многих выбранных фаз сердца. Таким образом, пользователь может иметь любое число фаз сердца в объединенном формате или в кинематографическом представлении объединенных изображений.

Процессор 32 настройки дыхания и процессор 42 настройки сердца могут быть заданы в пределах одного компьютера или могут быть распределены среди многочисленных блоков обработки.

Как только собираются объединенные SPECT изображения, они представляются пользователю на пользовательском интерфейсе 40 или альтернативно на отдельном выходном устройстве 50, таком как монитор специального назначения, вывод на печатающее устройство твердых копий, абонемент e-mail, веб-сервер интрасети или подобное. Законченные изображения также сохраняются в архиве 52 изображений для подходящего вызова в более позднее время.

Как утверждалось ранее, иллюстративный вариант осуществления был описан с использованием двадцати четырех накопителях на восьми фазах сердца в каждой из трех фаз дыхания, но число накопителей и число фаз сердца и дыхания может быть больше или меньше. Но ни то ни другое не предназначено, чтобы ограничивать сердечный цикл восемью сегментами, а дыхательный цикл тремя сегментами.

В альтернативном варианте осуществления процессор 32 настройки дыхания и процессор 42 настройки сердца могут быть заменены процессором 42 итерационного восстановления, как изображено на Фиг.3 и 4. Текущая оценка 60 изображения преобразуются согласно трем преобразованиям 36 дыхания и восьми преобразованиям 46 сердца, чтобы генерировать оценки 64 всех двадцати четырех изображений. Затем упомянутые оценки изображения проецируются для генерации двадцати четырех оценок 68 проекций, которые затем сравниваются с измеренными проекциями в двадцати четырех накопителях 26 событий, чтобы генерировать двадцать четыре отношения 72. Эти отношения 72 восстанавливаются, чтобы генерировать двадцать четыре множителя 76 обновления, применяются обратные преобразования 80 дыхания и сердца и результат суммируется, чтобы генерировать итоговый множитель 84 обновления. Если удовлетворяется условие 88 остановки (например, сделано максимальное число итераций или изменение множителя обновления составляет меньше некоторого допуска), то текущее изображение 60 является окончательным изображением. Если условие 88 остановки не удовлетворяется, то генерируется 92 новая оценка изображения, и процесс продолжается.

В альтернативном варианте осуществления для создания специфической для пациента модели движения сердца не выполняется предварительная сканограмма. Вместо этого используется общая модель движения сердца. Указанный вариант осуществления имеет преимущество устранения предварительной сканограммы ценою индивидуализированных данных. Упомянутый способ будет производить более быстрые результаты с меньшей точностью.

В таких вариантах осуществления выгодно создавать базу данных из достаточно большого числа пациентов. В некоторых вариантах осуществления текущая сканограмма специфического пациента может использоваться в качестве дополнительного пациента в динамически распределяемом ресурсе пациента, тем самым, позволяя обновлять данные, основываясь на большей численности населения. База данных выводится с использованием селектируемого сбора данных с фиксированным числом селекторных импульсов. В идеале, число используемых селекторных импульсов могло бы согласовываться со специфическим текущим исследованием, хотя также могут использоваться объединение селекторных импульсов или другие подобные способы. База данных может выводиться в различных моментах времени и местоположениях или могут использоваться различные виды оборудования формирования изображения. Например, может оказаться удобным отображать фоновое изображение пациента для базы данных в системе высокого разрешения, что может быть недоступно на месте текущего исследования.

После сбора данных данные изображения восстанавливаются для каждого селекторного импульса, и матрицы преобразования оцениваются путем отображения каждого селекторного импульса на опорный селекторный импульс. Как при любом из вышеописанных способов, матрицы преобразования могут формироваться с использованием анализа главных компонент (PCA), алгоритмов группирования или любого другого приемлемого способа.

Как только база данных выведена, текущее исследование может использовать эту базу данных для коррекции движения. Для текущего исследования селектируемые данные изображения собираются и восстанавливаются в индивидуальные селектированные изображения. Затем матрицы преобразования между селектированными изображениями оцениваются с использованием базы данных оценок матриц преобразования. Для PCA анализа это может быть сформулировано следующим образом:

Обозначим оценку матрицы преобразования как T_patient, а PCA - базис матриц преобразования, оцененных в базе данных, как T_i, тогда T_patient можно записать как:

Следовательно, из данных пациента должны оцениваться только коэффициенты разложения λ_i (вместо самой матрицы преобразования). Предполагается, что для представления матрицы преобразования, которая должна оцениваться, достаточно небольшое число коэффициентов разложения (например, 3-5 или даже меньше). Более того, число членов разложения должно настраиваться по статистике счета сбора данных. Например, в случае чрезмерно низкой статистики счета может подойти только один член разложения. Если становится доступным большее количество данных, то число коэффициентов может быть увеличено.

Для алгоритмов группирования задача состоит в том, чтобы найти группу матриц преобразования, которые являются наиболее похожими на матрицу преобразования, которая должна оцениваться, и использовать некоторого представителя группы в качестве оценки для неизвестной матрицы преобразования.

Как только произведена оценка матрицы преобразования, данные изображения могут корректироваться, чтобы компенсировать движение. В этом иллюстративном подходе уменьшается число оцениваемых параметров из новых данных пациента. Более того, такие способы могут быть использованы с относительно низкой статистикой счета, поскольку используется информация из базы данных фонового пациента. Следовательно, число селекторных импульсов может быть увеличено, тем самым, обеспечивая возможность более точного временного разрешения для моделирования цикла движения.

В некоторых вариантах осуществления специфическая для пациента модель движения сердца может быть построена из сканограммы высокого разрешения без объединения с общей моделью сердца. В упомянутом варианте осуществления отображение соответствующих точек выполняется в каждой фазе. Процедура ручного отображения очень трудоемкая, но может быть очень точной.

В других вариантах осуществления для генерации поля вектора прямого движения сердца, обусловленного дыханием, используется доплеровское УЗИ. В другом варианте осуществления сканограмма моделирования сердца проводится после ядерной сканограммы.

Должно быть понятно, что компенсация движения, описанная в настоящем описании, не ограничивается движением сердца, которое здесь является просто иллюстративным примером. Например, для использования вышеописанных способов, может учитываться дыхательное движение, чтобы обеспечить матрицы преобразования для любого органа или исследуемой области. В вариантах осуществления, в которых используется база данных модели движения, база данных может быть заполнена, основываясь на дыхательном движении отдельно или в комбинации с локальным движением исследуемой области, как например сердца. Следовательно, база данных может быть выведена для каждой индивидуальной исследуемой области.

Другая дополнительная особенность для систем, которые используют вышеописанные способы, может быть пользовательским интерфейсом, который позволяет врачу делать выбор между различными опциями компенсации движения. Например, пользовательский интерфейс может обеспечить возможность традиционной компенсации селектированного движения, компенсации движения на основе специфической для пациента модели или компенсации движения на основе общей базы данных. Любой из этих способов может учитывать просто дыхательное движение или объединять его с компенсацией сократительного движения сердца. Должно быть понятно, что описанные здесь способы могут дополнительно применяться к другому физиологическому движению, включая перистальтическое движение, но не ограничиваясь им. В вариантах осуществления, которые позволяют пользователю выбирать способ компенсации движения, интерфейс пользователя может быть обеспечен для выбора желательного способа компенсации движения, такого как, например, индикация пиктограммами или прокручивание списка.

Изобретение было описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. После прочтения и осознания предшествующего подробного описания, другим могут прийти в голову модификации и изменения. Подразумевается, что изобретение включает в себя такие модификации и изменения до такой степени, пока они находятся в рамках приложенной формулы изобретения или ее эквивалентов.

Реферат

Группа изобретений относится к медицине и медицинской технике, а именно к способам и устройствам для формирования изображений с компенсацией движения, вызываемым естественными дыхательными и сердечными циклами. Способ формирования диагностического изображения содержит генерацию множества изображений сердца в каждой из множества фаз дыхания и сердца с использованием первой методики формирования изображения; преобразование изображений, которые имеют общую фазу сердца и различные фазы дыхания, в последовательность изображений с компенсацией дыхательного движения на множестве фаз сердца и на выбранной общей фазе дыхания; преобразование последовательности изображений с компенсацией дыхательного движения согласно модели формы и движения сердца для генерации последовательности изображений с компенсацией дыхательного и сердечного движения в выбранной общей фазе сердца и в выбранной общей фазе дыхания; и объединение этих изображений. Для выполнения способа используют устройство формирования диагностического изображения, включающее в себя процессор. При восстановлении диагностического изображения компенсируют дыхательное и сердечное движения путем отслеживания дыхательной деятельности субъекта во время формирования изображения с помощью ядерного сканирования и создания вектора дыхательного движения; отслеживания деятельности сердца субъекта во время сканирования; раздельного накопления необработанных данных изображения, собранных во время сканирования, их восстановления во множество изображений; преобразования изображений согласно вектору дыхательного движения; подгонки результирующ

Формула