перспективная кардиосинхронизация в компьютерной томографии

Формула изобретения

1. Устройство перспективной кардиосинхронизации, содержащее:

предиктор (40) характеристики сердечного цикла, который прогнозирует временное положение характеристики сердечного цикла пациента;

контроллер (42) сканирования, который использует измеренное временное положение характеристики сердечного цикла пациента и спрогнозированное временное положение, чтобы побудить сканер для компьютерной томографии получать первые данные проекции с перспективной синхронизацией, достаточные для реконструкции данных изображений-пространства, характерных для области сердца в спрогнозированной фазе покоя первого сердечного цикла пациента; и

идентификатор (44) погрешности, который идентифицирует погрешность между фазой, в которой получены данные проекции, и фазой покоя;

при этом в зависимости от идентифицированной погрешности контроллер сканирования побуждает сканер получать вторые данные проекции с перспективной синхронизацией в спрогнозированной фазе покоя второго сердечного цикла пациента, который следует за первым сердечным циклом.

2. Устройство по п.1, в котором первые данные проекций состоят, по существу, из данных проекций, полученных в диапазоне углов, необходимых для реконструкции данных изображений-пространства.

3. Устройство по п.1, в котором контроллер (42) сканирования побуждает сканер для компьютерной томографии получать первые данные проекций при сквозном сканировании.

4. Устройство по п.1, в котором второй сердечный цикл непосредственно следует за первым сердечным циклом.

5. Устройство по п.1, содержащее селектор (36) фазы сердечного цикла, который выбирает целевую фазу сердечного цикла в зависимости от частоты пульса пациента, в котором спрогнозированная фаза покоя первого сердечного цикла представляет собой спрогнозированное временное положение целевой фазы сердечного цикла.

6. Устройство по п.5, в котором селектор фазы сердечного цикла выбирает целевую фазу в систоле, если частота пульса больше, чем первое значение, и целевую фазу в диастоле, если частота пульса меньше, чем первое значение.

7. Устройство по п.1, содержащее селектор (36) фазы сердечного цикла, который выбирает целевую фазу сердечного цикла, в котором спрогнозированной фазой покоя первого сердечного цикла является спрогнозированное временное положение целевой фазы, и в котором второй сердечный цикл непосредственно следует за первым сердечным циклом, если целевая фаза сердечного цикла происходит в диастоле и не следует непосредственно за первой фазой сердечного цикла, если целевая фаза сердечного цикла имеет место во время систолы.

8. Способ перспективной кардиосинхронизации, включающий в себя этапы, на которых:

прогнозируют временное положение целевой фазы сердечного цикла в первом сердечном цикле пациента;

побуждают сканер для компьютерной томографии получать данные проекции с синхронизацией в спрогнозированном временном положении целевой фазы сердечного цикла;

определяют погрешность между фазой, в которой получены данные проекции с синхронизацией, и фактическим временным положением целевой фазы;

в зависимости от определенной погрешности повторяют этапы прогнозирования и побуждения второго сердечного цикла.

9. Способ по п.8, в котором этап прогнозирования включает в себя использование метода согласования для идентификации согласования между третьим сердечным циклом, который непосредственно предшествует первому сердечному циклу, и четвертым сердечным циклом, который предшествует третьему сердечному циклу.

10. Способ по п.9, включающий в себя, если согласование сердечного цикла не идентифицировано, использование второго, другого метода с использованием медианного значения периода второго сердечного цикла для прогнозирования периода первого сердечного цикла.

11. Способ по п.8, в котором повторение прогнозирования и побуждения второго сердечного цикла в зависимости от определенной погрешности не включает в себя повторения этапа побуждения.

12. Способ по п.8, в котором этап побуждения включает в себя побуждение сканера получать данные проекций конусного пучка в диапазоне углов, который, по существу, ограничен диапазоном углов проекций, необходимых для реконструкции сердца пациента.

13. Способ по п.8, в котором этап побуждения включает в себя побуждение сканера выполнять аксиальное сканирование.

Описание изобретения к патенту

Настоящее изобретение относится к компьютерной томографии сердца.

Компьютерная томография (КТ) получила широкое распространение в качестве способа формирования медицинских изображений. Однако одной из проблем является формирование изображений движущихся объектов. При КТ сердца, например движение бьющегося сердца, может внести артефакты движения на реконструированные изображения.

КТ сердца выполняют с использованием методов как ретроспективной, так и кардиосинхронизации. При ретроспективной синхронизации данные, полученные во время однократного винтового сканирования с малым шагом, используют для создания изображений, характерных для объекта. См. Grass и другие, Helical cardiac cone beam reconstruction using retrospective ECG Gating (Реконструкция конусного пучка при винтовой КТ сердца с использованием ретроспективной кардиосинхронизации), Phys. Med. Biol. 48 3069-3084 (2003). Для охвата нужной анатомической области также использовали несколько аксиальных сканов с перспективной синхронизацией. См. Hseih и другие, Step-and-shoot data acquisition and reconstruction for cardiac x-ray computed tomography (Пошаговое получение данных со снимком и реконструкция для рентгеновской компьютерной томографии сердца), Medical Physics 33(11): 4236-4248 (2006). Однако для значительного числа пациентов сканирование во время множества сердечных сокращений ставит под угрозу качество изображений. Поэтому тенденция в будущем состоит в использовании регистраторов с большой площадью, что позволяет сканировать всю область сердца в пределах одного сердечного сокращения. См. Luhta и другие, A new 2D-tiled detector for multislice CT (Новый 2D-мозаичный регистратор для мультисрезовой КТ), Proceedings of SPIE Vol. 6142 (2006).

Эти сканы будут более быстрыми, с меньшими артефактами движения и меньшей дозой, но потребуют перспективной кардиосинхронизации для захвата нужной фазы сердечного цикла. В таких применениях, как КТ-ангиография (CTA), нужной фазой обычно является фаза, в которой движение сердца минимально. Для низких частот сердечных сокращений эта фаза покоя имеет место во время диастолы, в то время как для высоких частот сердечных сокращений фаза покоя имеет место во время систолы. См. Husmann и другие, Coronary Artery Motion and Cardiac Phases: Dependency on Heart Rate - Implications for CT Image Reconstruction (Движение коронарных артерий и фазы сердечного цикла: Зависимость от частоты сердечных сокращений - Приложение для реконструкции КТ-изображений), Radiology: Vol. 245: Number 2 (2007).

Однако на точность синхронизации влияет большое число факторов. Одним из факторов является надежность алгоритмов регистрации сердечного цикла (например, R-зубца). Другим фактором является воспроизводимость движений сердца между последовательными сердечными сокращениями. Третьим фактором является прогнозируемость сердечного цикла пациента.

Аспекты настоящего изобретения направлены на эти, а также на другие проблемы.

В соответствии с первым аспектом устройство содержит предиктор характеристики сердечного цикла, который прогнозирует временное положение характеристики сердечного цикла пациента, контроллер сканирования, который использует измеренное временное положение характеристики сердечного цикла пациента и спрогнозированное временное положение, чтобы побудить сканер для компьютерной томографии получать первые данные проекции с перспективной синхронизацией, достаточные для реконструкции данных изображений-пространства, характерных для области сердца в спрогнозированной фазе покоя первого сердечного цикла пациента, идентификатор погрешности, который идентифицирует погрешность между фазой, в которой получены данные проекции, и фазой покоя. В зависимости от идентифицированной погрешности контроллер сканирования побуждает сканер получать вторые данные проекции с перспективной синхронизацией в спрогнозированной фазе покоя второго сердечного цикла пациента, который следует за первым сердечным циклом.

В соответствии с другим аспектом способ перспективной кардиосинхронизации включает в себя этапы, на которых прогнозируют временное положение целевой фазы сердечного цикла в первом сердечном цикле пациента, побуждают сканер для компьютерной томографии получать данные проекции с синхронизацией в спрогнозированном временном положении целевой фазы, определяют погрешность между фазой, в которой получены данные проекции с синхронизацией, и фактическим временным положением целевой фазы и, в зависимости от определенной погрешности, повторяют этапы прогнозирования и побуждения второго сердечного цикла.

В соответствии с другим аспектом устройство содержит сканер для компьютерной томографии, средство для прогнозирования временного положения интересующей характеристики сердечного цикла пациента, средство для побуждения сканера для компьютерной томографии получать первые данные проекции с синхронизацией, которые содержат данные проекции, достаточные для реконструкции данных изображений-пространства, характерных для области сердца пациента в спрогнозированном временном положении целевой фазы сердечного цикла, и средство для определения погрешности между фазой, в которой получены первые данные проекции с синхронизацией, и целевой фазой, и повторного сканирования пациента для получения вторых данных проекции во время второго сердечного цикла в зависимости от определенной погрешности.

Для специалистов в этой области при прочтении и рассмотрении приложенных чертежей и описания будут очевидны другие аспекты настоящего изобретения.

ЧЕРТЕЖИ

Настоящее изобретение проиллюстрировано посредством примера, но не ограничения, на сопроводительных чертежах, на которых аналогичные номера ссылок указывают аналогичные элементы и на которых:

на фиг. 1 показан КТ-сканер;

на фиг. 2 показан сердечный цикл;

на фиг. 3 показаны сердечные циклы.

Со ссылкой на фиг. 1 КТ-сканер 10 содержит вращающийся гентри 18, который вращается вокруг исследуемой области 14. Вращающийся гентри 18 является опорой для источника 12 рентгеновского излучения, такого как рентгеновская трубка. Гентри 18 также является опорой для чувствительного к рентгеновскому излучению детектора 20, который образует дугу на противоположной стороне от исследуемой области 14. Рентгеновское излучение, создаваемое источником 12 излучения, пересекает исследуемую область 14 и регистрируется детектором 20. Соответственно, сканер 10 генерирует данные сканирования, характерные для ослабления излучения вдоль множества проекций или лучей, проходящих через объект, расположенный в исследуемой области 14.

Опора 16, такая как стол, удерживает пациента или другой объект в исследуемой области 14. Опора 16 предпочтительно перемещается в продольном или z-направлении.

Детектор 20 содержит множество элементов 100 детектора, расположенных в матрице в виде дуги, продолжающейся в поперечном и продольном направлениях. В случае детектора большой площади продольная протяженность детекторов может составлять значительную долю продольного размера сердца человека. В зависимости от конфигурации сканера 10 и детектора 20 источник 12 рентгеновского излучения генерирует в основном пучок излучения веерообразной, клиновидной или конусной формы, который приблизительно одинаков по протяженности с охватом детектора 20.

Подразумеваются различные траектории сканирования. При винтовом сканировании относительное перемещение пациента и источника 12 рентгеновского излучения скоординированы таким образом, чтобы источник 12 рентгеновского излучения и детекторы 20 проходили в основном винтовую траекторию относительно пациента. При круговом или аксиальном сканировании источник 12 рентгеновского излучения, относительные аксиальные положения опоры 16 и гентри 18 остаются фиксированными, так что источник 12 рентгеновского излучения и детекторы 20 проходят в основном круговую траекторию. Отметьте, что траектория сканирования предпочтительно выбрана для получения достаточных данных для выполнения 180-градусной или другой реконструкции каждого вокселя в области сердца во время одного сердечного цикла.

При сквозном сканировании источник 12 рентгеновского излучения генерирует конусный пучок. В начальной фазе источник рентгеновского излучения остается в продольном положении вне области интереса во время вращения, причем рентгеновское излучение не испускается. В фазе нарастания продольная скорость источника 12 рентгеновского излучения увеличивается или линейно возрастает до соответствующей скорости сканирования по мере того, как источник 12 перемещается в направлении сердца. При достижении первого продольного положения, при котором рентгеновский пучок должен проходить первый продольный конец области интереса сердца, система входит в фазу сканирования. Рентгеновское излучение испускается в течение периода выборки, за который полную выборку для 180-градусной реконструкции для каждого вокселя в области интереса получают за время одного сердечного цикла. При достижении второго продольного конца области интереса рентгеновское излучение будет отключено. Продольная скорость источника рентгеновского излучения снижается, и продольное положение источника рентгеновского излучения относительно пациента остается по существу фиксированным по мере того, как источник 12 рентгеновского излучения продолжает вращаться. При необходимости дополнительное сквозное сканирование может быть повторено, причем направление продольного перемещения меняется от скана к скану. Сквозное сканирование, включая его соответствующие изменения, также описано в принадлежащей заявителю патентной заявке US No. 60/827,449, зарегистрированной 29 сентября 2006 г. и озаглавленной "Сквозное сканирование", которая полностью включена в настоящий документ в качестве ссылки.

В этом отношении следует отметить, что траектория скана и угловой диапазон выборки обычно выбраны для получения достаточных данных для реконструкции области интереса сердца в ходе одного сердечного сокращения. Чтобы минимизировать дозу пациента, в идеале длительность и выборка по углу выбираются таким образом, чтобы полученные данные были по существу требуемыми для реконструкции области интереса. Таким образом, полученные данные должны содержать минимум или не содержать "дополнительные" данные, которые учитываются в погрешности фазы выборки, например, вызванные нерегулярностью сердечных сокращений пациента относительно спрогнозированного сердцебиения.

Система 23 измерения данных, предпочтительно расположенная на или около вращающегося гентри 18, принимает сигналы, исходящие от различных элементов 100 детектора, и обеспечивает необходимое аналого-цифровое преобразование, мультиплексную передачу, интерфейс, коммуникацию данных и аналогичные функциональные возможности. Блок 22 реконструкции реконструирует данные проекций, полученные системой 23 сбора данных для генерирования волюметрических данных 24 или данных изображений-пространства, характерных для внутренней анатомической структуры пациента.

Компьютер общего назначения служит в качестве консоли 91 оператора. Консоль 91 содержит считываемое человеком устройство вывода, такое как монитор или дисплей, и устройство ввода, такое как клавиатура и мышь. Установленное на консоли программное обеспечение позволяет оператору управлять работой сканера, устанавливая нужные протоколы сканирования, инициируя и завершая сканы, просматривая и иным образом манипулируя данными 24 изображений-пространства и иным образом взаимодействуя со сканером.

Так же, как показано, система содержит кардиомонитор 30, такой как электрокардиограф (ЭКГ), который получает данные 32 сердца, характерные для сердечного цикла пациента. Регистратор 38 сердечного цикла, такой как регистратор R-зубца, обрабатывает данные 32 сердца, чтобы идентифицировать R-зубец или другую интересующую характеристику, которая служит для идентификации начала или иного в качестве опорной точки сердечного цикла.

Определитель 34 частоты пульса использует данные 32 сердца для создания выхода, характерного для частоты пульса пациента.

Селектор 36 фазы сердечного цикла использует информацию о частоте пульса для выбора целевой фазы сердечного цикла для сканирования (т.е. для выбора фазы сердечного цикла, при которой следует получить данные проекции). В одном варианте осуществления селектор 36 фазы сердечного цикла сравнивает частоту пульса с пороговым значением, пригодное значение которого составляет приблизительно восемьдесят ударов в минуту (80 ударов/мин). Если частота пульса ниже порогового значения, сканирование следует первоначально проводить во время систолы; если выше, сканирование следует первоначально проводить во время диастолы. В случае систолы пригодное значение целевой фазы находится в области тридцати процентов (30%) (т.е. угол фазы примерно 108 град.) относительно R-зубца; в случае диастолы пригодное значение целевой фазы составляет в области семидесяти процентов (70%).

Предиктор 40 характеристики сердечного цикла использует зарегистрированные характеристики для прогнозирования временного положения интересующей характеристики сердечного цикла пациента. Что касается примера с R-зубцом, прогнозирование может быть выполнено со ссылкой на спрогнозированное временное положение R-зубца. Пригодные методы прогнозирования описаны более подробно далее. Как очевидно, спрогнозированное положение может быть использовано для прогнозирования временного положения целевой фазы в предстоящем сердечном цикле, например, путем прогнозирования периода сердечного цикла.

Контроллер 42 сканирования побуждает сканер 10 выполнять сканирование пациента в спрогнозированном положении целевой фазы сердечного цикла. Более конкретно, контроллер 42 сканирования использует спрогнозированное временное положение фазы сердечного цикла и сигнал, характерный для зарегистрированной интересующей характеристики, чтобы скоординировать синхронизацию скана для получения перспективно синхронизированных данных проекции. Для целей настоящего описания предполагается, что синхронизация скоординирована таким образом, чтобы средняя временная точка скана соответствовала спрогнозированному положению целевой фазы сердечного цикла, хотя возможны другие варианты осуществления. При условии, что спрогнозированное положение точное, данные проекции следует получить во время участка относительного покоя сердечного цикла.

Однако в некоторых случаях может оказаться, что прогнозирование неточно. Например, пациент может испытывать аритмию, страдать нерегулярными сердцебиениями или иметь другие непредсказуемые события во время сердечного цикла, во время которого выполняется сканирование, тем самым нарушая синхронизацию скана относительно сердечного цикла пациента. Поскольку нарушение, по всей вероятности, приводит к получению данных проекции во время относительно менее спокойного участка сердечного цикла, результирующие данные изображений будут относительно более подвержены артефактам движения.

Следовательно, идентификатор 44 погрешности определяет погрешность, если она есть, между целевой фазой сердечного цикла и фазой, при которой фактически выполнено сканирование. Если определено, что данные проекции получены при или в пределах нужного допустимого отклонения от выбранной фазы, данные проекции, полученные во время этого сканирования, будут приняты и предоставлены на блок 22 реконструкции для реконструкции, как указано схематично переключателем 45.

Подразумеваются различные методы определения погрешности. В одном варианте осуществления погрешность определяется со ссылкой на погрешность спрогнозированного временного положения целевой фазы сердечного цикла. Возвращаясь к примеру, в котором регистратор 38 сердечного цикла регистрирует R-зубцы, временное расстояние между R-зубцами, которое отмечает начало и конец сердечного цикла (т.е. интервал RR), вместе с данными синхронизации скана может быть использовано для определения фазы, при которой данные были получены фактически. Затем выбранная и фактическая фазы сравниваются. В другом варианте осуществления погрешность определяется со ссылкой на погрешность прогнозированного периода сердечного цикла. В другом варианте осуществления погрешность определяется со ссылкой на погрешность спрогнозированного временного положения интересующей характеристики (например, спрогнозированное время следующего R-зубца).

Если погрешность больше, чем нужное допустимое отклонение, контроллер 42 сканирования повторяет прогнозирование и процесс сканирования для непосредственно следующего или следующего за ним сердечного цикла. Отметьте, что для ограничения дозы для данного пациента число повторных сканов может быть ограничено, например, чтобы общее число сканов не превышало трех (3) или другого пригодного максимума. В таком случае можно выбрать данные проекции, полученные во время скана с минимальной погрешностью фазы скана.

Далее приводится подробное описание со ссылкой на фиг. 2, на которой дана схематичная иллюстрация сигнала 202 ЭКГ и объем 204 левого желудочка в зависимости от времени, например, сердечного цикла 206. Для целей иллюстрации предполагается, что сердечный цикл 206 начинается в положении первого R-зубца 208 и заканчивается в положении второго R-зубца 210 и представляет частоту пульса 80 ударов/мин. Также описана спрогнозированная фаза в пределах сердечного цикла, понятно, что фаза рассчитывается на основании измеренного и спрогнозированного положений первого и второго R-зубцов 208, 210 соответственно. Для целей настоящего описания предполагается, что предиктор 40 характеристики сердечного цикла точно прогнозирует положение второго R-зубца 210 и что временное положение целевой фазы спрогнозировано точно.

Как показано посредством кривой 204 объема левого желудочка, сердечный цикл содержит первый период относительного покоя во время систолы в области точки тридцати процентов (30%) фазы, которая в настоящем примере должна быть спрогнозирована на момент 225 миллисекунд (мс) после первого R-зубца. Сердечный цикл также содержит второй период относительного покоя во время диастолы в области точки семидесяти процентов (70%) фазы, которая в настоящем примере должна быть спрогнозирована на момент 525 мс после первого R-зубца. Приблизительное положение скана с длительностью 150 мс, выполненного в спрогнозированной точке 30% фазы, обозначено как 212; положение аналогичного скана, выполненного в спрогнозированной точке 70% фазы, обозначено как 214 (понятно, что только один такой скан обычно должен быть выполнен в данном сердечном цикле). Вновь в предположении, что положение второго R-зубца 210 спрогнозировано точно, погрешность фазы скана должна быть минимальна.

Как очевидно, в настоящем примере имеется некоторое допустимое отклонение для погрешности временного положения скана. Допустимое отклонение имеет тенденцию возрастать, если время скана относительно мало. Это может происходить, например, когда сканер 10 содержит регистратор большой площади или другой регистратор с аксиальным полем наблюдения, которое относительно большое по сравнению с аксиальной протяженностью области интереса, или когда поперечная протяженность области интереса относительно ограничена. Аналогично, допустимое отклонение имеет тенденцию возрастать по мере уменьшения частоты пульса или если присутствие артефактов движения относительно менее важно. В настоящем примере должно быть пригодно допустимое отклонение в области примерно 50 мс. В альтернативном варианте допустимое отклонение может быть выражено как доля или процентная часть фазы сердечного цикла. Таким образом, если определено, что скан фактически выполнен в пределах нужного допустимого отклонения, данные скана могут быть приемлемы.

Пример ситуации, когда нерегулярность сердечного цикла приводит к погрешности прогнозирования, показан на фиг. 3. Кривая 202 представляет собой сигнал ЭКГ, и кривая 204 представляет собой объем левого желудочка для первого 206₁ и второго 2O6₂ сердечного циклов. В показанном примере второй R-зубец 210 возникает раньше, чем спрогнозировано. Период первого сердечного цикла 206 ₁, таким образом, относительно короче, чем ожидалось. Как следствие, сканы 212₁, 214₁ должны быть выполнены относительно позже, чем целевая фаза, в этом примере в момент времени, когда сердце не находится в покое (также очевидно, что только один скан 212, 214 обычно должен быть выполнен в данном сердечном цикле). Такая погрешность фазы обычно должна быть получена с помощью идентификатора 44 погрешности, например, на основе измеренных временных положений первого 208 и второго 210 R-зубцов.

В предположении, что погрешность выходит за пределы нужного допустимого отклонения, данные скана 212₁, 214₁, выполненного во время первого сердечного цикла 206₁, не будут приемлемы, и процесс прогнозирования должен быть повторен, должно быть выполнено повторное сканирование непосредственно следующего сердечного цикла 206₂ пациента. Такое повторное сканирование указано в основном как 212₂ , 214₂. Если временное положение третьего R-зубца 216 спрогнозировано точно, погрешность фазы скана должна быть минимальна, что приводит к приемлемости данных проекции, полученных во время повторного скана. Если нет, при необходимости процессы прогнозирования и повторного сканирования могут быть повторены.

В этом смысле следует отметить, что повторное сканирование необязательно выполнять непосредственно в последующем сердечном цикле 206₂ и вместо этого можно выполнить в последующем более позднем сердечном цикле, таком как сердечный цикл 206 ₃. Такой вариант осуществления особенно привлекателен в случаях, когда целевая фаза сердечного цикла имеет место в систолу, и может оказаться невозможным переустановить сканер 10 для повторного сканирования в период времени между вторым R-зубцом 210 и выбранной фазой сердечного цикла. Такая ситуация особенно вероятна, когда (повторное) сканирование является сканированием налету. Также отметьте, что информация промежуточных сердечных циклов может быть использована в прогнозировании фазы для сердечного цикла, в котором выполняется повторное сканирование.

Далее описаны различные методы прогнозирования.

Согласно первому известному, методу медианное значение измеренных временных интервалов между n (например, когда n=4) интересующих характеристик сердечного цикла непосредственно перед характеристикой, для которой должно быть спрогнозировано положение, используется для прогнозирования временного положения этой характеристики. Что касается примера с R-зубцом, ожидается, что следующий сердечный цикл имеет период, равный медианному значению интервала RR n-1 (например, 3) предыдущих сердечных циклов.

Второй метод аналогичен первому методу, но в нем используется порог. В одном примере цикл(ы) с периодом, который выходит за пределы порогового значения, может быть отброшен. Например, тот сердечный цикл(ы), период которого значительно отличается от периода соседних циклов, весьма вероятно является аберрантным. В другом примере, если период последнего сердечного цикла попадает в пределы порога медианного значения, то период последнего сердечного цикла используется для прогнозирования временного положения характеристики. Если нет, то используется медианное значение.

Третий, известный, метод аналогичен первому методу, за исключением того, что используется среднее значение, а не медианное значение.

Согласно четвертому методу может быть использована линейная аппроксимация по методу наименьших квадратов для интервалов между n (например, когда n=5) предшествующих интересующих характеристик для прогнозирования положения этой характеристики. Такой метод имеет тенденцию учитывать такие тенденции, как увеличение или уменьшение частоты пульса. Отметьте, что также могут быть использованы методы аппроксимации более высокого порядка.

Согласно пятому методу четвертый метод может быть модифицирован для включения порога. Более конкретно, сравниваются положение линейной аппроксимации для последнего цикла и фактическая информация для последнего цикла. Если линейная аппроксимация выходит за пределы порога, то используется медианное значение последних n циклов. Один пригодный порог составляет порядка 100 мс.

Согласно шестому методу используется согласование диаграммы для регистрации вероятных повторений или диаграмм в сердечном цикле пациента и прогнозируется временное положение предстоящей характеристики соответственно. В одном примере отыскивают n предшествующих интересующих характеристик (например, когда n=5), чтобы идентифицировать диаграммы, такие как в основном увеличение (или уменьшение) частоты пульса и/или локальные пики (или впадины) в частоте пульса. Если последний сердечный цикл согласуется с предыдущим циклом, то для прогнозирования предстоящей интересующей характеристики используется интересующая характеристика цикла идентифицированной диаграммы. Согласование может быть определено, например, со ссылкой на значение перехода через нуль или локальное минимальное отклонение от значения. Если не обнаружено цикла согласования, используется медианное значение предыдущих n (например, когда n=3) циклов.

Такой метод также может быть выражен следующим образом, когда RR_N - период сердечного цикла, в котором должно быть выполнено сканирование, N - цикл, для которого должен быть определен период, и NR-число интересующих характеристик, которые должны быть оценены:

ДЛЯ i=3...NR+2

S1=знак(RR _N-2- RR_N-1); S2=знак(RR_N-i-1 - RR _N-i)

ЕСЛИ S1=S2 И RR_N-1 находится между RR_N+1 и RR_N-i+1

ТО RR_N=RR_N-i+1 ; ПАУЗА

ЕСЛИ |RR_N-i - RR_N-1|<|RR_N-i-1- RR_N-1| и |RR_N-i - RR_N-1|<|RR _N-i+1 - RR_N-1|

ТО RR_N =RR_N-i+1; ПАУЗА

В ПРОТИВНОМ СЛУЧАЕ ПРОДОЛЖИТЬ

ЕСЛИ i=NR+2

ТО RR _N= медианное значение (RR_N-i | i=l...NR)

Как указано выше, прогнозирование может иметь погрешность. Сравнивали два способа уменьшения погрешности прогнозирования. Первый способ включает в себя повторное сканирование пациента сразу после определения того, что спрогнозированный интервал RR выходит за пределы нужного диапазона. При необходимости этот процесс повторяется до m сканов. Согласно второму способу для той же самой средней дозы, примененной в первом методе, одиночный скан расширен, чтобы вместить как можно большую погрешность прогнозирования.

Результаты указывают, какая процентная доля пациентов была отсканирована успешно с использованием вышеуказанных двух способов, и насколько хорошо выполнены разнообразные алгоритмы прогнозирования. Рассматриваются три группы: более низкие частоты сердечных сокращений с использованием диастолической фазы в качестве целевой точки фазы; более высокие частоты сердечных сокращений с использованием систолической фазы в качестве целевой точки фазы; и все частоты сердечных сокращений с использованием и систолической, и диастолической фаз в качестве нужных точек.

Винтовая КТ сердца с использованием 64-срезовых винтовых сканов с малым шагом (аппарат Brilliance 64 фирмы Philips) выполнена для 245 пациентов, кривые ЭКГ которых использовали для регистрации соответствующих положений R-зубцов (называемых R-тегами). Используя эти R-теги, можно сравнить различные алгоритмы прогнозирования, включая:

1) Медианное значение предшествующих n R-тегов,

2) Медианное значение предшествующих n R-тегов или последнего R-тега, если значение в пределах порога,

3) Среднее значение предшествующих n R-тегов,

4) Линейную аппроксимацию по методу наименьших квадратов (LS) предшествующих n R-тегов,

5) Линейную аппроксимацию LS или медианное значение предшествующих n R-тегов, в зависимости от порога,

6) Значение R-тега после ближайшего значения к последнему R-тегу.

Точки 30% и 70% фазы спрогнозированы для 5 последовательных сердцебиений для каждого пациента, всего для 1225 спрогнозированных сердцебиений. Сравнивали два способа сканирования, описанные выше, с точки зрения процентной доли пациентов, для которых нужная точка фазы была спрогнозирована в пределах допустимого отклонения 50 миллисекунд. Для способа 1 повторного сканирования результаты сравнивали с использованием максимум m из 3 или 4 сканов. Число n предшествующих R-тегов, используемых для вышеуказанных алгоритмов, менялось от 1 до 5. Результаты делили на следующие три группы:

1) Частота сердечных сокращений ниже 80 ударов/мин и точка целевой фазы 70%.

2) Частота сердечных сокращений выше 80 ударов/мин и точка целевой фазы 30%.

3) Точки целевой фазы и 30%, и 70% для всех пациентов.

Для начала 88% пациентов (всего 215, все с некоторой формой бета-блокаторов) имели частоту сердечных сокращений ниже 80 ударов/мин. Частоты сердечных сокращений составляли в диапазоне от 38 ударов/мин с общей средней частотой сердечных сокращений 65 ударов/мин. Для 88% тех, чья ЧСС была ниже 80 ударов/мин, в следующей таблице показана процентная доля пациентов, точка фазы которых была успешно спрогнозирована с использованием различных алгоритмов и способа 1 сканирования:

Алгоритм	№ 1	№ 2	№ 3	№ 4	№ 5	№ 6
% пациентов	94 n=3 дало наилучший результат	92 n=3 16% порога	92 n=3	93 n=5	93 n=5 порог 100 мс	97 n=5
Среднее сканов m=3 макс.	1,29	1,25	1,31	1,31	1,3	1,25

Относительный показатель предикторов один и тот же для всех групп и режимов сканов с алгоритмом № 6 с наилучшей пропускной способностью.

Относительный показатель двух способов сканирования для частоты сердечных сокращений ниже 80 ударов/мин следующий (использованы 70% точка фазы и алгоритм № 1 предиктора):

Способ сканирования	№ 1	№ 2
% пациентов (n=3)	94	88
Средние сканы (m=3 макс.)	1,29
Соответствующих оборотов		0,9

Относительный показатель двух способов сканирования для частоты сердечных сокращений выше 80 ударов/мин следующий (использованы 30% точка фазы и алгоритм № 1 предиктора):

Способ сканирования	№ 1	№ 2
% пациентов (n=3)	97	93
Средние сканы (m=3 макс.)	1,19
Соответствующих оборотов		0,8

Наконец, относительный показатель двух способов сканирования с использованием точек и 30%, и 70% фазы (для всех частот сердечных сокращений) был следующим (в качестве предиктора использован алгоритм № 1):

Способ сканирования	№ 1	№ 2
% пациентов (n=3)	94	88
Средние сканы (m=3 макс.)	1,28
Соответствующих оборотов		0,9

В основном все алгоритмы предиктора выполнены в сравнении с алгоритмом 6, осуществляющим наилучшую пропускную способность. Возможно, наиболее удивительно, лучшим способом сканирования было повторное сканирование пациента, как необходимое в противоположность растяжению одиночного скана.

Настоящее изобретение описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. Модификации и изменения могут быть очевидны при прочтении и понимании предшествующего подробного описания. Предполагается, что настоящее изобретение интерпретируется, как охватывающее все такие модификации и изменения, поскольку они попадают в рамки объема заявленной формулы изобретения или ее эквивалентов.