РЕКОНСТРУКЦИЯ ИЗ РАЗРЕЖЕННЫХ ДАННЫХ ДЛЯ СТРОБИРОВАННОЙ РЕНТГЕНОВСКОЙ СТ-ВИЗУАЛИЗАЦИИ
SPARSE DATA RECONSTRUCTION FOR PURPOSES OF GATED X-RAY CT VISUALISATION

Настоящая заявка находит конкретное применение в процедурах и системах реконструкции стробированных CT-данных по сердечной деятельности. Однако понятно, что описанная технология(и) также может находить применение в других типах систем визуализации, в других технологиях реконструкции изображений и/или в других медицинских вариантах применения.
Электронно-лучевая CT (компьютерная томография) (EBCT) разработана специально для визуализации работы сердца. Она использует быстро свипируемые пучки электронов для бомбардировки крупной вольфрамовой мишени, установленной вокруг пациента, формирующей пучки рентгеновских лучей для визуализации. Поскольку в рентгеновской раме отсутствуют физические движущиеся части, она может достигать чрезвычайно высокой скорости сканирования, в общем, значительно меньше 100 мс на срез, что достаточно хорошо для того, чтобы "замораживать" сердце с использованием ECG-стробирования. Следовательно, EBCT в течение многих лет является устройством "золотого стандарта" для того, чтобы выполнять тесты на основе количественной оценки содержания кальция для анализа сердечной деятельности. Тем не менее, EBCT имеет несколько недостатков. Прежде всего, изображения страдают от высокого статистического шума, поскольку выходная мощность системы ограничена вследствие конструкции; во-вторых, она является узкоспециализированной для связанных с сердечной деятельностью вариантов применения и не может быть использована в качестве CT общего назначения; в-третьих, аппаратные средства являются дорогими. Следовательно, в последние годы многосрезовая CT (MSCT) появляется и становится альтернативой EBCT в визуализации сердечной деятельности.
Другие технологии для визуализации биений сердца для диагностики включают в себя использование высокоскоростной (с вращением в течение долей секунды) MSCT посредством использования перспективного или ретроспективного ECG-стробирования. В случае перспективного стробирования CT-рама продолжает вращение вокруг пациента. Рентгеновская трубка не использует большую часть времени и инициируется только тогда, когда ECG-сигнал указывает, что сердце переходит в определенные фазы движения. После того как сердце готово к снимку, рентгеновская трубка должна испускать рентгеновские лучи и рама должна быстро охватывать достаточно углов для допустимой реконструкции до того, как сердце выходит из этой фазы движения, и электронное оборудование также должно быть достаточно быстрым, чтобы обнаруживать, передавать и сохранять данные. Кровать пациента затем передвигается в следующее положение кровати, и вышеуказанные процедуры повторяются до тех пор, пока все сердце не будет охвачено. Если используется ретроспективное ECG-стробирование, рентгеновская трубка непрерывно выдает излучение, обнаруживая, по меньшей мере, один сердечный цикл для каждого положения кровати. "Хорошие" данные выбираются после этого на основе формирователей ECG-сигналов и используются для реконструкции. Традиционные способы, таким образом, пытаются замораживать движение объекта посредством использования быстрой CT и перспективного или ретроспективного стробирования сердечной деятельности, что нежелательно приводит в результате к высокой дозе облучения и/или обеспечивает реконструкцию только одной фазы сердца. Поскольку данные проекции, требуемые для каждого реконструированного среза, должны быть обнаружены в пределах очень небольшой длительности, традиционные способы также накладывают жесткие требования на механическую и электрическую конструкцию системы. Традиционные способы имеют несколько недостатков: рама системы должна двигаться очень быстро, что не допускает использование посредством относительно медленно вращающейся плоскопанельной CT-системы упомянутых традиционных способов; доза облучения может быть очень высокой, в частности, при использовании ретроспективного стробирования; и на практике, полное движение сердца не может быть восстановлено.
В данной области техники имеется неудовлетворенная потребность в системах и способах, которые упрощают формирование неподвижных изображений конкретных фаз сердечного цикла с использованием экономически эффективного, безопасного медленно сканирующего CT-сканера с плоскопанельным CT-детектором рентгеновского излучения и т.п., тем самым преодолевая дефекты, отмеченные выше.
В соответствии с одним аспектом, система, которая способствует использованию реконструкции из разреженных данных для стробированной визуализации на базе компьютерной томографии, включает в себя CT-сканер, который включает в себя вращающуюся раму с источником рентгеновского излучения и плоскопанельным детектором рентгеновского излучения и который выполняет медленное CT-сканирование сердца у пациента, чтобы формировать множество наборов данных проецируемых изображений при непрерывном вращении рамы вокруг пациента, и устройство мониторинга пациентов, которое формирует информацию фаз физиологического цикла. Система дополнительно включает в себя процессор, который сортирует данные проецируемых изображений от множества фаз физиологического цикла так, что данные для каждой фазы физиологического цикла охватывают множество коротких дуговых сегментов, отделенных посредством длинных дуговых сегментов, при этом длинные дуговые сегменты превышают по длине короткие дуговые сегменты. Процессор выполняет алгоритм реконструкции из разреженных данных и реконструирует изображение каждой из фаз физиологического цикла, причем каждое изображение реконструируется для множества коротких дуговых сегментов, соответствующих фазе физиологического цикла, в течение множества физиологических циклов.
Согласно другому аспекту, способ использования реконструкции из разреженных данных для стробированной рентгеновской визуализации на базе компьютерной томографии включает в себя обнаружение данных CT-сканирования бьющегося сердца посредством медленного и непрерывного вращения рамы CT-сканера, с источником рентгеновского излучения и плоскопанельным детектором рентгеновского излучения, соединенными с ним, вокруг пациента, чтобы формировать множество наборов данных изображений проекции. Способ дополнительно включает в себя обнаружение данных физиологических сигналов, описывающих множество физиологических циклов сердца пациента, при обнаружении данных CT-сканирования и идентификацию различных фаз каждого физиологического цикла с использованием данных физиологических сигналов. Дополнительно, способ включает в себя сортировку данных изображений проекции согласно фазе, в течение которой обнаружены данные изображений проекции, и выполнение алгоритма разреженной реконструкции для сортированных данных изображений проекции, чтобы реконструировать изображения каждой идентифицированной фазы физиологических циклов.
Согласно другому аспекту, система, которая способствует реконструкции анатомического изображения из разреженных данных проекции, обнаруженных во время стробированного медленного сканирования на базе компьютерной томографии (CT), включает в себя CT-сканер, который выполняет медленное стробированное CT-сканирование интересующей зоны, которая находится в движении во время сканирования, и собирает разреженные данные проекции для множества коротких дуговых сегментов, соответствующих фазам нескольких физиологических циклов, в течение оборота на 360° вокруг интересующей зоны. Система дополнительно включает в себя процессор, который формирует изображение интересующей зоны посредством выполнения алгоритма реконструкции из разреженных данных, который реконструирует разреженные данные проекции, обнаруженные вдоль множества коротких дуговых сегментов в течение оборота CT-сканера.
Одно преимущество заключается в сокращенных затратах по сравнению с CT-визуализацией сердечной деятельности с использованием быстрых MSCT.
Еще одно преимущество состоит в улучшенной коррекции ослабления для данных PET/SPECT-изображений с использованием карты зависимого от фаз сердечной деятельности ослабления.
Еще одно преимущество состоит в том, что весь цикл движения сердца может захватываться без дозы рентгеновского излучения, превышающей дозу при обычном CT-сканировании.
Еще одно преимущество состоит в том, что однофазное неподвижное изображение сердца получается с помощью части обычной дозы облучения CT.
Дополнительные преимущества настоящего нововведения должны приниматься во внимание специалистами в данной области техники после прочтения и понимания нижеследующего подробного описания.
Чертежи служат только для целей иллюстрации различных аспектов и не должны быть истолкованы в качестве ограничения.
Фиг. 1 иллюстрирует систему, которая использует технологию реконструкции из разреженных данных, чтобы визуализировать периодически движущийся объект (например, сердце) для стробированной визуализации сердечной деятельности и т.п., чтобы определять отложения кальция в коронарных артериях.
Фиг. 2 иллюстрирует схематичный вид множества фаз сердечного цикла, указываемых посредством линий с различным пунктиром.
Фиг. 3 иллюстрирует истинное срезовое изображение и разреженно реконструированное срезовое изображение во время первой фазы сердечного цикла.
Фиг. 4 иллюстрирует истинное изображение и разреженно реконструированное изображение с отложением кальция, показанным в сердце, во время второй фазы сердечного цикла.
Фиг. 5 иллюстрирует истинное изображение и разреженно реконструированное изображение с отложением кальция, показанным в сердце, во время третьей фазы сердечного цикла.
Фиг. 6 иллюстрирует истинное изображение и разреженно реконструированное изображение с отложением кальция, показанным в сердце, во время четвертой фазы сердечного цикла.
Фиг. 7 иллюстрирует истинное изображение и разреженно реконструированное изображение с отложением кальция, показанным в сердце, во время пятой фазы сердечного цикла.
Фиг. 8 иллюстрирует истинное изображение и разреженно реконструированное изображение с отложением кальция, показанным в сердце, во время шестой фазы сердечного цикла.
Фиг. 9 иллюстрирует истинное изображение и разреженно реконструированное изображение с отложением кальция, показанным в сердце, во время седьмой фазы сердечного цикла.
Фиг. 10 иллюстрирует истинное изображение и разреженно реконструированное изображение с отложением кальция, показанным в сердце, во время восьмой фазы сердечного цикла.
Фиг. 11 иллюстрирует примерный снимок экрана первой фазы сканирования 12-фазного сердечного цикла, показанного с отложением кальция.
Фиг. 12 иллюстрирует способ использования технологии реконструкции из разреженных данных, чтобы визуализировать периодически движущийся объект (например, сердце).
TM
Со ссылкой на фиг. 1 проиллюстрирована система 10, которая использует технологию реконструкции из разреженных данных, чтобы визуализировать периодически движущийся объект (например, сердце). Настоящий вариант осуществления направлен на стробированную визуализацию сердечной деятельности (например, для количественной оценки содержания кальция, чтобы определять отложения кальция в миокардиальной ткани, CT-ангиографии и т.д.). Тем не менее, также рассматривается покадровая визуализация для других целей. Например, используется алгоритм или технология медленного рентгеновского CT-сканирования 12 для визуализации сердечной деятельности, так что каждый оборот рамы 14 на CT-сканере 15 (к примеру, на сканере BRIGHTVIEW-XCT компании Philips и т.п.) содержит несколько циклов движения сердца, например 10-12. "Медленное" сканирование задается как сканирование, имеющее период дискретизации (или длину дуги), который является достаточно большим для того, чтобы интересующая зона предположительно могла демонстрировать движение, в противоположность "быстрому" сканированию, в котором интересующая зона предположительно является неподвижной. Например, если интересующая зона является человеческим сердцем, которое бьется приблизительно один раз в секунду, то медленное сканирование может использовать период дискретизации приблизительно в 700 мс или более, так что сердце должно демонстрировать перемещение в некоторый момент в течение периода дискретизации. Напротив, быстрое сканирование идентичного сердца может иметь период дискретизации в 10 мс или меньше, так что появляется большая вероятность того, что данные проекции, собираемые в течение периода дискретизации быстрого сканирования, формируют "неподвижное" изображение при реконструкции. Т.е. период дискретизации быстрого сканирования является достаточно небольшим для того, чтобы перемещение сердца не являлось влияющим фактором. Посредством использования медленного сканирования и разреженного обнаружения данных проекции, ассоциированных с интересующими фазами в физиологическом цикле, таком как сердечное сокращение, ограничивается доза облучения для пациента. Дополнительно, обнаружение разреженных данных в ходе медленного CT-сканирования обеспечивает использование алгоритмов реконструкции из разреженных данных для реконструкции разреженных данных проекции в изображение.
Обнаруженные данные 16 проекции для каждой фазы движения выбираются согласно данным 18 сигналов электрокардиограммы (ECG), записываемым посредством устройства мониторинга пациентов, такого как ECG-устройство 20, и снабженным временной меткой во время обнаружения данных 22. В другом варианте осуществления дыхательный монитор используется для того, чтобы формировать данные сигналов дыхательного цикла для использования в процедуре стробированной визуализации дыхания. Информация 24 временных меток и ECG-данные 18 хранятся в запоминающем устройстве 26. Данные сортируются посредством алгоритма 27 сортировки, который, при выполнении посредством процессора, сортирует данные согласно фазе сердечной деятельности, и каждая фаза сердца затем реконструируется с использованием алгоритма 28 реконструкции из разреженных данных, чтобы создавать последовательность неподвижных изображений 30 сердца высокого разрешения (например, трехмерных или срезовых изображений сердца). Реконструкция из разреженных данных является итеративным алгоритмом реконструкции с использованием ограниченных проецируемых видов. Она позволяет формировать высококачественные CT-изображения всего из 20 угловых видов. Для сравнения, типичные алгоритмы CT-реконструкции требуют более чем в 10 раз больше угловых видов. Пример технологии реконструкции из разреженных данных описан в работе "Accurate image reconstruction from few-views and limited-angle data in divergent-beam CT" авторов Emil Y. Sidky, Chien-Min Kao и Xiaochuan Pan, Journal of X-Ray Science and Technology 14 (2006), 119-139. Алгоритм 28 реконструкции и изображения 30 сердца также хранятся в запоминающем устройстве 26. Система 10 тем самым упрощает реконструкцию полного цикла движения сердца с использованием одного оборота при медленном CT-сканировании и может использоваться в сочетании как со спиральными, так и с плоскопанельными устройствами CT-визуализации при одновременном уменьшении дозы облучения для пациентов. Соответственно, система выполняет медленное CT-сканирование бьющегося сердца с использованием ECG-стробирования 32 (например, алгоритма стробирования, сохраненного в запоминающем устройстве 26). Длительность одного оборота при сканировании является достаточно большой для того, чтобы охватывать несколько сердечных циклов, но достаточно небольшой для того, чтобы обеспечивать задержку дыхания во время сканирования. Например, сердце пациента может биться 60 раз в минуту, приводя к длительности сердечного цикла в одну секунду. Частота дыхания пациента может составлять 12 вдохов и выдохов в минуту или один раз каждые 5 секунд, хотя пациент может иметь возможность задерживать свое дыхание в течение большей длительности. В этом случае, длительность оборота при медленном сканировании может составлять приблизительно 12 секунд, так что он охватывает 12 сердечных сокращений, при этом оставаясь достаточно коротким для того, чтобы давать возможность пациенту задерживать свое дыхание без дискомфорта. Хотя описывается с точки зрения вращения на 360°, следует принимать во внимание, что сканер может вращаться больше или меньше чем на 360° во время задержки дыхания.
TM
На основе ECG-сигналов 18, проецируемые изображения 30, сформированные из данных 30 изображений сердца, группируются в различные фазы 34 движения сердца, которые подробно показаны на фиг. 3-10. Каждая фаза содержит несколько проекций этой фазы каждого сердцебиения для каждого из 12 или другого числа сердечных сокращений в расчете на каждую задержку дыхания. Алгоритм 28 разреженной реконструкции выполняется для данных проекции из каждой фазы, например, посредством процессора 36, чтобы реконструировать каждую фазу движения в видеоданные 30 изображений, содержащие последовательность изображений, охватывающую полный цикл движения сердца, которая отображается на дисплее 38. Медленно вращающаяся CT-система 10 со стробированной визуализацией сердечной деятельности может быть использована в сочетании с несколькими CT-системами, в том числе, но не только, с плоскопанельными CT, спиральными CT, CT-системами на основе конического пучка, такими как система BRIGHTVIEW-XCT компании Philips и т.п., и т.д.
Система 10 включает в себя процессор 36, который выполняет, и запоминающее устройство 26, которое хранит машиноисполняемые инструкции для выполнения функций, способов, технологий и т.д., описанных в данном документе. Например, процессор 36 выполняет машиночитаемые инструкции для обнаружения данных проекции, для выбора обнаруженных данных проекции, для снабжения временной меткой данных ECG-сигналов, для выполнения реконструкции из разреженных данных, для отображения данных неподвижных изображений сердца и любых других функций, описанных в данном документе.
Запоминающее устройство 26 может быть машиночитаемым носителем, на котором хранится управляющая программа, таким как диск, жесткий диск и т.п. Стандартные формы машиночитаемых носителей включают в себя, например, гибкие диски, дискеты, жесткие диски, магнитную ленту или любой другой магнитный носитель хранения данных, CD-ROM, DVD или любой другой оптический носитель, RAM, ROM, PROM, EPROM, флэш-EPROM, их разновидности, другую микросхему или картридж запоминающего устройства либо любой другой материальный носитель, с которого процессор 36 может считывать и выполнять. В этом контексте, система 10 может быть реализована на или в качестве одного или более компьютеров общего назначения, специализированного компьютера(ов), программируемого микропроцессора или микроконтроллера и элементов периферийной интегральной схемы, ASIC или другой интегральной схемы, процессора цифровых сигналов, аппаратной электронной или логической схемы, к примеру схемы на дискретных элементах, программируемого логического устройства, к примеру PLD, PLA, FPGA, графического CPU (GPU) или PAL и т.п.
Согласно одному варианту осуществления, система 10 собирает данные визуализации сердечной деятельности с использованием медленного вращения плоскопанельного детектора 40 рентгеновского излучения, размещенного напротив источника 42 рентгеновского излучения, оба из которых соединяются с вращающейся рамой 14 CT-сканера 15. Проиллюстрированный сканер дополнительно включает в себя пару детекторов 44 ядерных излучений (например, детекторов однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) или некоторых других подходящих детекторов ядерных излучений), дисплей 38 и стол или кушетку 46 для пациентов, которая перемещает пациента (не показан) в исследуемую область 48 для визуализации.
Следует принимать во внимание, что описанные системы и способы используют модальности сдвоенной визуализации, при этом в качестве примера описываются модальности комбинированной SPECT/CT-визуализации, хотя рассматриваются и другие комбинации. Например, описанные системы и способы могут использовать комбинированную позитрон-эмиссионную томографию (PET)/компьютерную томографию (CT), SPECT/магнитно-резонансную визуализацию (MRI), PET/MRI, SPECT/ультразвук, PET/ультразвук или любую другую подходящую технологию многомодальной визуализации. Многомодальность описанных в данном документе систем предоставляет несколько преимуществ, таких как упрощение формирования функциональных изображений при обеспечении возможности использования целевых молекулярных агентов (например, радиоактивных индикаторов, маркеров и т.д.) и т.п. Дополнительно, хотя множество примеров, описанных в данном документе, относятся к определению отложения кальция, следует принимать во внимание, что описанные системы и способы могут использоваться в любом подходящем плотном или компактном материале или структуре, а также для других медицинских процедур.
Согласно другому варианту осуществления, алгоритм 50 коррекции ослабления (например, модуль или машиноисполняемые инструкции) хранится в запоминающем устройстве для выполнения посредством процессора, чтобы корректировать ослабление в изображении, полученном на основе ядерных излучений, сформированном из данных сканирования на основе ядерных излучений, обнаруженных посредством детекторов 44 ядерных излучений. Модуль 50 коррекции ослабления использует изображения 30 сердца и необязательно данные 34 по фазам движения сердца для того, чтобы повышать качество изображений, полученных на основе ядерных излучений. Модуль коррекции ослабления может включать в себя инструкции для выполнения коррекции ослабления данных изображений, полученных на основе ядерных излучений, с использованием данных CT-изображений, которые известны в данной области техники, или их разновидностей.
Конструкция плоскопанельного детектора рентгеновского излучения в CT-сканере 15 обеспечивает хорошее пространственное разрешение, тогда как небольшое занимаемое системой место дает возможность его использования в вариантах применения с оперативным вмешательством, которые не позволяют размещать крупные традиционные системы многомодальной визуализации. Дополнительно, многомодальная CT-система использует общую плоскость визуализации для нескольких режимов визуализации, что упрощает объединение данных изображений из нескольких режимов. Геометрия головок 44 детектора ядерных излучений позволяет оператору убирать одну или более головок (например, задвигать в убранное положение) во время CT-визуализации или когда медицинский работник должен осуществлять доступ к пациенту и/или складывать плоскопанельный детектор 40 рентгеновского излучения в убранное положение во время визуализации на основе ядерных излучений. Одна или более камер ядерных излучений и детектор рентгеновского излучения также могут перемещаться в убранное положение, чтобы давать возможность врачу или медицинскому работнику осуществлять доступ к пациенту, к примеру, во время операции и т.п. Кроме того, относительно медленное вращение (например, приблизительно 5-6 об/мин или меньше) компонентов визуализации (например, детекторов, камер, источников и т.д.) повышает уровень безопасности для пациента и оператора.
Согласно другому варианту осуществления, плоскопанельный детектор 40 и источник 42 рентгеновского излучения непрерывно вращаются при сборе набора данных для множества сердечных сокращений, например 10-12 сердечных сокращений. Поскольку сердце находится в выбранной фазе сердечной деятельности только в течение части сердечного сокращения, данные собираются вдоль множества близко расположенных углов для множества (например, 10-12) прерывистых дуговых сегментов. Число выборок для каждой фазы не обязательно является неизменным, а варьируется в соответствии с длительностью времени, когда сердце остается практически в общем положении. Например, дискретизации данных обычно выполняются в течение частей с быстрым движением в цикле сердечной деятельности, к примеру, в течение Q-R-S-части цикла. Этот аспект подробнее описан относительно фиг. 2.
С дальнейшей ссылкой на фиг. 1, фиг. 2 иллюстрирует схематичный вид множества фаз сердечного цикла, указываемых посредством линий с различным пунктиром. В проиллюстрированном примере показаны 8 дуговых сегментов 60, каждый из которых охватывает один сердечный цикл 61, каждый из которых включает в себя множество фаз, из которых отмечены три фазы 62, 64, 66 сердечного сокращения для сердца 68 пациента. Тем не менее, следует принимать во внимание, что могут быть обнаружены данные, описывающие любое требуемое число сердечных циклов и любое требуемое число сердечных фаз.
Промежуточные дуговые сегменты или промежутки 70 между дискретизациями данных в каждой фазе могут быть не меньшими или превышающими дуговые сегменты, соответствующие каждой из фаз 62, 64, 66, по которым собираются данные. Например, данные для каждой фазы 62 собираются для 8 дуговых сегментов, в примере по фиг. 2, в котором сердце находится в фазе 62. Дуговой сегмент соответствует длительности, в течение которой сердце находится в относительно неподвижном положении, например, для нескольких градусов после каждого маркера 62, в котором сердце является почти стационарным. Данные для каждой фазы затем реконструируются с использованием алгоритма 28 реконструкции из разреженных данных. В одном варианте осуществления алгоритм реконструкции из разреженных данных использует регуляризацию на основе допущений по результирующей структуре данных изображений. Вследствие этой регуляризации, результирующее изображение имеет разрешение, которое является более высоким и имеет меньше артефактов, чем если реконструкция выполняется для прерывистых данных с использованием традиционной технологии реконструкции изображений. Т.е. традиционные технологии реконструкции не могут реконструировать такие прерывистые данные.
Согласно одному варианту осуществления 8 циклов 60 сердечной деятельности охватывают приблизительно 45° по длине. Для каждой фазы сердечной деятельности CT-сканер 15 обнаруживает данные сканирования при прохождении приблизительно по 1-8° каждого цикла 60 сердечной деятельности. Промежутки 70 содержат приблизительно 37-44°. В других вариантах осуществления длина дуги, охватываемая посредством каждого цикла сердечной деятельности, является функцией от частоты сердечных сокращений пациента, числа сердечных циклов, для которых требуются данные сканирования, и скорости вращения CT-сканера.
Фиг. 3-10 показывают срезовые изображения снимков экрана фантома, которые сформированы в качестве "исходных истинных" (т.е. опорных) изображений 90, а также разреженно реконструированное (SR) изображение 92 сердца 94 пациента в течение каждой из 8 фаз сердечного цикла. Каждое из опорного изображения 90 и разреженно реконструированного изображения 92 сердца пациента сформировано из данных, собранных для множества различных углов проекции идентичной фазы сердечного цикла, и соответствует 8 сердечным циклам 61 по фиг. 2. Хотя описание каждой из фиг. 3-10 включает в себя пример числа дуг или углов (или групп дуг или углов), вдоль которых данные разреженно собираются (с использованием перспективного стробирования) или реконструируются (с использованием ретроспективного стробирования), следует принимать во внимание, что все фазы могут захватываться с использованием любого подходящего числа дуг или углов или групп углов (например, 12 дуг, 10 дуг, 8 групп из 3 углов дискретизации и т.д.).
Фиг. 3 иллюстрирует истинное изображение 90 и разреженно реконструированное изображение 92 во время первой фазы сердечного цикла. SR-изображение 92 сформировано из данных проекции, захватываемых вдоль нескольких равномерно разнесенных дуг вокруг пациента. Например, данные проекции могут перспективно или ретроспективно стробироваться для небольших углов вдоль 12 дуг в течение вращения на 360° вокруг пациента, причем каждая дуга отделяется приблизительно на 30° (согласно изменению частоты сердечных сокращений, которое определяется посредством стробирования сердечных циклов). Каждая дуга может содержать 5 углов дискретизации (например, частичных дуг, сегментов и т.д.), отстоящих приблизительно на 0,75° друг от друга в дуге, так что каждая из 12 дуг имеет длину дуги приблизительно 3,75°. 12 наборов данных проекции затем реконструируются так, что они формируют неподвижное изображение фазы визуализируемого сердечного сокращения.
Фиг. 4 иллюстрирует истинное изображение 90 и разреженно реконструированное изображение 92 с отложением 94 кальция, показанным в сердце 96 в истинном изображении только во время второй фазы сердечного цикла. SR-изображение 92 по фиг. 4 реконструируется из множества дуг вдоль оборота на 360° вокруг пациента, причем каждая дуга соответствует фазе сердечного цикла и имеет длину приблизительно 3,75°. Например, данные проекции могут перспективно или ретроспективно стробироваться для небольших углов вдоль 12 дуг в течение вращения на 360° вокруг пациента, причем каждая дуга отделяется приблизительно на 30° (согласно изменению частоты сердечных сокращений, которое определяется посредством стробирования сердечных циклов). 12 наборов данных проекции затем реконструируются так, что они формируют неподвижное изображение фазы сердечного сокращения, визуализируемого вдоль 12 дуг.
Фиг. 5 иллюстрирует истинное изображение 90 и разреженно реконструированное изображение 92 с отложением 94 кальция, показанным в сердце 96 во время третьей фазы сердечного цикла. В одном варианте осуществления SR-изображение 92 сформировано из обнаруженного вдоль 12 сегментов оборота на 360° вокруг пациента. Например, каждая дуга может иметь длину в несколько градусов, при этом дуга возникает приблизительно каждые 30° (согласно изменению частоты сердечных сокращений, которое определяется посредством стробирования сердечных циклов).
Фиг. 6 иллюстрирует истинное изображение 90 и разреженно реконструированное изображение 92 с отложением 94 кальция, показанным в сердце 96 во время четвертой фазы сердечного цикла. SR-изображение 92 по фиг. 6 реконструируется из множества групп дуг вдоль оборота на 360° вокруг пациента. Например, данные проекции могут перспективно или ретроспективно стробироваться для небольших групп углов дискретизации вдоль 12 дуг в течение вращения на 360° вокруг пациента, причем каждая дуга отделяется приблизительно на 30° (согласно изменению частоты сердечных сокращений, которое определяется посредством стробирования сердечных циклов). Каждая группа углов дискретизации может включать в себя 5 углов дискретизации, отстоящих приблизительно на 0,75°. 12 наборов данных проекции затем реконструируются так, что они формируют неподвижное изображение первой фазы сердечного сокращения.
Фиг. 7 иллюстрирует истинное изображение 90 и разреженно реконструированное изображение 92 с отложением 94 кальция, показанным в сердце 96 во время пятой фазы сердечного цикла. В одном примере данные проекции перспективно или ретроспективно стробируются для небольших групп углов дискретизации вдоль 12 дуг в течение вращения на 360° вокруг пациента, причем каждая дуга отделяется приблизительно на 30° (согласно изменению частоты сердечных сокращений, которое определяется посредством стробирования сердечных циклов). Каждая группа углов дискретизации может включать в себя 5 углов дискретизации, отстоящих приблизительно на 0,75°. 12 наборов данных проекции затем реконструируются так, что они формируют неподвижное изображение первой фазы сердечного сокращения.
Фиг. 8 иллюстрирует истинное изображение 90 и разреженно реконструированное изображение 92 с отложением 94 кальция, показанным в сердце 96 во время шестой фазы сердечного цикла. Согласно примеру, данные проекции перспективно или ретроспективно стробируются для небольших групп углов дискретизации вдоль 12 дуг в течение вращения на 360° вокруг пациента, причем каждая дуга отделяется приблизительно на 30° (согласно изменению частоты сердечных сокращений, которое определяется посредством стробирования сердечных циклов). Каждая группа углов дискретизации может включать в себя 5 углов дискретизации, отстоящих приблизительно на 0,75°. 12 наборов данных проекции затем реконструируются так, что они формируют неподвижное изображение первой фазы сердечного сокращения.
Фиг. 9 иллюстрирует истинное изображение 90 и разреженно реконструированное изображение 92 с отложением 94 кальция, показанным в сердце 96 во время седьмой фазы сердечного цикла. SR-изображение 92 по фиг. 9 реконструируется из множества дуг вдоль оборота на 360° вокруг пациента. Например, данные проекции могут перспективно или ретроспективно стробироваться для небольших углов вдоль 12 дуг в течение вращения на 360° вокруг пациента, причем каждая дуга отделяется приблизительно на 30° (согласно изменению частоты сердечных сокращений, которое определяется посредством стробирования сердечных циклов). 12 наборов данных проекции затем реконструируются так, что они формируют неподвижное изображение фазы визуализируемого сердечного сокращения.
Фиг. 10 иллюстрирует истинное изображение 90 и разреженно реконструированное изображение 92 с отложением 94 кальция, показанным в сердце 96 во время восьмой фазы сердечного цикла. В одном примере данные проекции перспективно или ретроспективно стробируются для небольших групп углов дискретизации вдоль 12 дуг в течение вращения на 360° вокруг пациента, причем каждая дуга отделяется приблизительно на 30° (согласно изменению частоты сердечных сокращений, которое определяется посредством стробирования сердечных циклов). Каждая группа углов дискретизации может включать в себя 5 углов дискретизации, отстоящих приблизительно на 0,75°. 12 наборов данных проекции, включающие в себя данные проекции из 5 углов дискретизации, затем реконструируются так, что они формируют неподвижное изображение первой фазы сердечного сокращения.
Фиг. 11 иллюстрирует примерный снимок экрана 110 первой фазы сканирования 12-фазного сердечного цикла, показанного с отложением кальция. Изображение 112 является первым проецируемым изображением, сформированным с использованием реконструкции по методу Фельдкампа-Дэвиса-Кресса (FDK) обнаруженных данных сканирования, принимаемых во время первой фазы сердечного цикла под 12 различными углами вокруг сердца 96 с отложением 94 кальция, показанным как яркое пятно. Данные проецируемых изображений обнаружены из 12 углов дискретизации или дуг, которые являются проекциями первой фазы нескольких сердечных сокращений или циклов. Углы дискретизации, из которых обнаружены данные, отстоят приблизительно на 30° друг от друга так, что они охватывают полное вращение на 360° вокруг пациента. Обнаруженные данные проекции затем обратно проецируются, и интенсивность суммируется.
Изображение 114 является другим изображением первой стадии, сформированным с использованием FDK-реконструкции обнаруженных данных сканирования, принимаемых во время первой фазы сердечного цикла под 60 различными углами вокруг сердца 96 с отложением 94 кальция, показанным как яркое пятно. В одном варианте осуществления 60 углов дискретизации разделяются на 12 групп, включающих в себя 5 проекций, которые разнесены на 0,75°. Каждая группа дискретизации отстоит приблизительно на 30° от следующей группы дискретизации и охватывает первую фазу различного сердечного сокращения. Например, первая группа дискретизации включает в себя 5 выборок первой фазы первого сердечного сокращения; вторая группа дискретизации включает в себя 5 выборок первой фазы второго сердечного сокращения и т.д. Данные для изображения 114 являются более полными, чем данные для изображения 112, поскольку они содержат 5 проекций в расчете на группу дискретизации, а не 1.
Визуализация 116 показывает фантомное истинное изображение сердца 96 с отложением кальция. Изображение 118 показывает разреженно реконструированное изображение сердца 96 пациента с отложением 94 кальция, сформированное из данных, собранных вдоль 60 углов дискретизации в 12 различных группах из 5 выборок, разнесенных приблизительно на 30° вдоль вращения на 360° вокруг пациента. Следует принимать во внимание, что описанные варианты осуществления не ограничены 12 дугами из 5 углов с конкретным разнесением и длинами, описанными в данном документе, а наоборот, может использоваться любое требуемое число дуг и/или углов с любой требуемой длиной и/или разнесением.
Фиг. 12 иллюстрирует способ использования технологии реконструкции из разреженных данных, чтобы визуализировать периодически движущийся объект (например, сердце). На этапе 130 медленное (например, меньше приблизительно 6 об/мин) рентгеновское сканирование бьющегося сердца выполняется с ECG-стробированием. Длительность сканирования является достаточно большой для того, чтобы включать в себя несколько сердечных циклов, но достаточно небольшой для задержки дыхания во время сканирования. На этапе 132 ECG-сигналы анализируются, чтобы идентифицировать различные фазы сердечных циклов. На этапе 134 на основе ECG-сигналов проецируемые изображения формируются и группируются согласно различным сердечным фазам. Каждая визуализированная фаза содержит несколько проекций из данной фазы каждого сердцебиения. На этапе 136 технология или алгоритм реконструкции из разреженных данных выполняется для обнаруженных данных, чтобы реконструировать каждую фазу движения и составлять изображение полного цикла движения сердца.
Нововведение описано в отношении нескольких вариантов осуществления. Очевидно, что после прочтения и понимания вышеозначенного подробного описания могут выполняться модификации и изменения. Данное нововведение должно трактоваться как включающее в себя все подобные модификации и изменения до тех пор, пока они попадают в пределы объема прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.