RU2769818C2 - Синхронизация томографической визуализации с дыхательными движениями с помощью пульсоксиметров - Google Patents

Синхронизация томографической визуализации с дыхательными движениями с помощью пульсоксиметров Download PDF

Info

Publication number
RU2769818C2
RU2769818C2 RU2019137098A RU2019137098A RU2769818C2 RU 2769818 C2 RU2769818 C2 RU 2769818C2 RU 2019137098 A RU2019137098 A RU 2019137098A RU 2019137098 A RU2019137098 A RU 2019137098A RU 2769818 C2 RU2769818 C2 RU 2769818C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
signal
respiration
data
patient
breath
Prior art date
Application number
RU2019137098A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2019137098A3 (ru
RU2019137098A (ru
Inventor
Кушал ШАХ
Андрий АНДРЕЙЕВ
Шушэнь ЛИНЬ
Бинь Чжан
Чуаньюн БАЙ
Original Assignee
Конинклейке Филипс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Н.В.
Publication of RU2019137098A publication Critical patent/RU2019137098A/ru
Publication of RU2019137098A3 publication Critical patent/RU2019137098A3/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2769818C2 publication Critical patent/RU2769818C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5288—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving retrospective matching to a physiological signal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
    • A61B5/113—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb occurring during breathing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/037—Emission tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/46—Arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B6/461—Displaying means of special interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • A61B6/5217—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/582—Calibration
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
    • A61B5/14552—Details of sensors specially adapted therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • A61B6/5264—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise due to motion
    • A61B6/527—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise due to motion using data from a motion artifact sensor

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Human Computer Interaction (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Databases & Information Systems (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)

Abstract

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к устройствам для детектирования дыхательных движений. Устройство содержит устройство визуализации позитронно-эмиссионной томографии или однофотонной эмиссионной компьютерной томографии, электронный процессор. Процессор запрограммирован так, что предусмотрена возможность извлечения первого сигнала данных дыхания, извлечения второго сигнала данных дыхания, объединения первого и второго извлеченных сигналов данных дыхания для генерирования сигнала дыхания. Первый сигнал данных дыхания представляет собой сигнал визуализации дыхательных движений из данных эмиссионной визуализации пациента. Данные эмиссионной визуализации пациента собраны с помощью устройства визуализации позитронно-эмиссионной томографии или однофотонной эмиссионной компьютерной томографии. Второй сигнал данных дыхания представляет собой сигнал частоты дыхательных движений из сигнала фотоплетизмографа от пациента. Сигнал дыхания характеризует дыхание пациента. В другом варианте устройство содержит устройство визуализации, процессор, дисплей. Устройство визуализации выполнено с возможностью получения данных эмиссионной визуализации по меньшей мере части пациента. При этом процессор запрограммирован так, что предусмотрена возможность извлечения первого сигнала данных дыхания, второго сигнала данных дыхания, определения временной задержки второго сигнала данных дыхания относительно первого сигнала данных дыхания, генерирования сигнала дыхания. Первый сигнал данных дыхания представляет собой сигнал визуализации дыхательных движений из данных эмиссионной визуализации. При этом сигнала дыхания сгенерирован в виде второго сигнала данных дыхания, смещенного во времени для корректировки определенной временной задержки. Дисплей выполнен с возможностью отображения сигнала дыхания пациента. Обеспечивается устройство детектирования дыхательных движений для синхронизации измеренных жизненно важных показателей с дыхательными движениями для улучшения медицинской визуализации и корректировки движения изображения из-за дыхательных движений. 3 н. и 17 з.п. ф-лы, 2 ил.

Description

Область техники, к которой относится изобретение
Настоящее изобретение, в общем, относится к области мониторинга показателей жизненно важных функций организма, области синхронизации с дыхательными движениями, области медицинской визуализации, области корректировки движения изображения и смежным областям.
Уровень техники
Способность надежно детектировать дыхательные движения и схемы дыхания пациента имеет большое значение в томографической визуализации для улучшения качества изображения. С развитием времяпролетного разрешения (TOF, англ. time-of-flight) и вычислительных мощностей алгоритмы отслеживания движения на основе потока данных стали достаточно отработанными для коммерческого использования. Была показана возможность детектирования дыхательных движений с помощью данных позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ) в режиме списка (англ. list-mode data) [Bundschuh et. al., "Postacquisition Detection of Tumor Motion in the Lung and Upper Abdomen using the List-Mode PET Data: A feasibility Study" (Определение движения опухоли в легком и эпигастральной области с помощью данных ПЭТ в режиме списка после сбора данных), J. Nucl. Med. 2007; 48:758-763]. Способ, предложенный Bundschuh и др., детектирует движение лезии с очаговым накоплением в данных ПЭТ в режиме списка посредством отслеживания перемещения z-координаты центра массы распределения активности лезии. Этот подход применим к данным в режиме списка после их сбора для детектирования как периодических дыхательных движений, так и нерегулярных движений.
Однако более сложным является отслеживание дыхательных движений в режиме реального времени, когда томографический сигнал выдает статистически малое количество отсчетов, как это часто бывает в случае клинической ПЭТ, при которой доза радиофармацевтического препарата удерживается на низком уровне для ограничения облучения пациента. Результатом может стать недостаточное взятие отсчетов, так как время сбора данных в режиме списка для отслеживания дыхания заведомо ограничено интервалом между дыханиями, что, в свою очередь, приводит к повышению уровня шума. Попытка увеличить время сбора данных приводит к ухудшению временного разрешения для сигнала движения.
Ниже раскрыты новые и усовершенствованные системы и способы решения этих проблем.
Раскрытие сущности изобретения
В одном раскрытом аспекте устройство для измерения дыхания пациента включает в себя устройство визуализации позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ) или однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (ОЭКТ). По меньшей мере один электронный процессор запрограммирован так, что предусмотрена возможность: извлечения первого сигнала данных дыхания из данных эмиссионной визуализации пациента, собранных с помощью устройства визуализации ПЭТ или ОЭКТ; извлечения второго сигнала данных дыхания из сигнала фотоплетизмографа (ФПГ) от пациента; и объединения первого и второго извлеченных сигналов данных для генерирования сигнала, характеризующего дыхание пациента.
В другом раскрытом аспекте предусмотрен долговременный носитель информации, хранящий инструкции, которые могут быть прочитаны и исполнены электронным процессором, функционально соединенным с устройством эмиссионной визуализации и пульсоксиметром, для осуществления способа мониторинга дыхания. Способ содержит этапы, на которых: собирают данные эмиссионной визуализации от устройства эмиссионной визуализации; получают сигнал фотоплетизмографа (ФПГ) от пульсоксиметра; генерируют сигнал дыхания на основе потока эмиссионных данных, исходя из данных эмиссионной визуализации; генерируют сигнал дыхания на основе потока данных ФПГ, исходя из сигнала ФПГ; определяют временной сдвиг сигнала дыхания на основе потока данных ФПГ посредством сравнения сигнала дыхания на основе потока данных ФПГ и сигнала дыхания на основе потока эмиссионных данных; генерируют сигнал дыхания в виде сигнала дыхания на основе потока данных ФПГ, смещенного во времени для его корректировки на определенный временной сдвиг.
В другом раскрытом аспекте, устройство для измерения дыхания пациента содержит устройство визуализации, предназначенное для получения данных эмиссионной визуализации по меньшей мере части пациента. Пульсоксиметр функционально подсоединен к части пациента. Пульсоксиметр предназначен для получения сигнала фотоплетизмографа (ФПГ) от пациента. По меньшей мере один электронный процессор запрограммирован так, что предусмотрена возможность: извлечения первого сигнала данных дыхания из данных эмиссионной визуализации; извлечения второго сигнала данных дыхания из сигнала ФПГ; определения временной задержки второго сигнала данных дыхания относительно первого сигнала данных дыхания; и генерирования сигнала дыхания в виде второго сигнала данных дыхания, смещенного во времени для корректировки определенной временной задержки. Дисплей предназначен для отображения сигнала дыхания пациента.
Одно из преимуществ заключается в обеспечении системы для измерения дыхательной активности во время процедуры сбора данных изображения.
Еще одно преимущество заключается в улучшении отношения сигнал/шум собираемых данных ПЭТ.
Еще одно преимущество заключается в определении временной задержки сигнала фотоплетизмографа (ФПГ).
Еще одно преимущество заключается в измерении сигнала ФПГ от пациента во время процедуры сбора данных изображения без прикрепления спирометрических мехов к пациенту.
Еще одно преимущество заключается в предоставлении в реальном времени надежного сигнала синхронизации с дыхательными движениями.
Еще одно преимущество заключается в генерировании практически неподвижных изображений с помощью операций синхронизации с дыхательными движениями.
Еще одно преимущество заключается в использовании информации о показателях жизненно важных функций организма пациента, полученной от ФПГ, в дополнение к выведенному сигналу синхронизации для разработки более продвинутого алгоритма корректировки движения.
Данный вариант осуществления может обеспечивать одно, два, более двух или все вышеперечисленные преимущества, или не обеспечивать ни одного из них, и/или может обеспечивать другие преимущества, которые станут очевидными для специалиста в данной области техники после прочтения и понимания настоящего раскрытия.
Краткое описание чертежей
Настоящее изобретение может быть раскрыто в виде различных компонентов и компоновок компонентов, а также с помощью различных этапов и компоновок этапов. Чертежи представлены исключительно для иллюстрирования предпочтительных вариантов осуществления и не должны истолковываться как ограничивающие изобретение.
На фиг. 1 схематически показано устройство для измерения дыхания пациента в соответствии с одним аспектом.
На фиг. 2 схематически показана блок-схема работы устройства с фиг. 1.
Осуществление изобретения
Как обсуждалось ранее, мониторинг дыхания на основе потока данных посредством анализа данных ПЭТ в режиме списка может обеспечивать информацию о дыхательных циклах в режиме реального времени без необходимости ношения пациентом пояса для мониторинга дыхания, однако этот подход ограничен по точности и надежности из-за низкой частоты отсчетов при клинической ПЭТ-визуализации пациентов.
Пульсоксиметрия может использоваться для непрерывного мониторинга насыщения кислородом гемоглобина с использованием светопоглощающих свойств обогащенной и обедненной кислородом крови. Также было показано, что пульсоксиметры могут быть использованы для синхронизации с дыхательными движениями. Частота дыхательных движений пациентов может быть определена посредством вейвлет-анализа сигнала на фотоплетизмограмме (ФПГ) [Leonard et.al., Emerg. Med. J. 2003; 20:524-525]. Преимущественным образом сигнал ФПГ не ограничен дозой радиофармацевтического препарата и обычно обеспечивает сигнал дыхания с более высоким отношением сигнал/шум (ОСШ), чем дыхательный сигнал, выведенный из клинических данных ПЭТ в режиме списка, полученных с помощью подходов на основе потока данных. Кроме того, пульсоксиметр совместим со средой ПЭТ-визуализации и иногда уже используется для мониторинга насыщения кислородом крови во время ПЭТ-визуализации.
Однако в настоящем документе учитывается, что осуществление мониторинга дыхания с помощью сигнала ФПГ, полученного с помощью пульсоксиметрии, имеет существенную проблему, заключающуюся в том, что между сигналом дыхательного движения и ФПГ может наблюдаться значительная временная задержка. Считается, что эта временная задержка связана с конечным временем прохождения вызванных дыханием флуктуаций из области основного тела (т.е. туловища) в палец или стопу, где обычно прикреплен пульсоксиметр. Эта задержка, которая варьируется от пациента к пациенту и даже может меняться со временем для конкретного пациента, делает сигнал ФПГ (сам по себе) непрактичным для синхронизации ПЭТ-визуализации с дыхательными движениями в режиме реального времени.
Как уже отмечалось, основным недостатком способов, основанных на потоке данных, является то, что надежность сигнала зависит от дозировки радиофармацевтического препарата и статистического количества отсчетов. Ошибки синхронизации становятся наиболее вероятными в случаях низкой дозы облучения вследствие недостаточного взятия отсчетов. Другим недостатком является высокая вычислительная нагрузка указанных способов, основанных на потоке данных. Тем не менее, способы, основанные на потоке данных, использующиеся для данных ПЭТ в режиме списка, имеют преимущество, заключающееся в том, что они по своей природе работают в режиме реального времени, поскольку они непосредственно определяют вызванное дыханием движение лезии или другого объекта визуализации, представляющего интерес.
Ниже приводится синергетическая комбинация, а именно использование пульсоксиметра для осуществления синхронизации томографической визуализации с дыхательными движениями посредством обработки сигнала и анализа плетизмограммы в сочетании с корректировкой любой временной задержки между дыхательным движением и сигналом ФПГ с помощью анализа, основанного на потоке данных, для данных ПЭТ-визуализации в режиме списка. Это позволяет использовать ФПГ и его обычно высокое ОСШ для синхронизации, одновременно преодолевая основную сложность синхронизации с дыхательными движениями на основе ФПГ, а именно неопределенность временной задержки. Кроме того, с помощью пульсоксиметра можно получить не только частоту дыхательных движений, но и, опционально, параметры жизненно важных функций организма пациента и информацию о патологии. Анализ плетизмограммы посредством вейвлет-преобразования позволяет быстро детектировать изменения в схеме дыхания, что позволяет производить корректировки, учитывающие апноэ или брадипноэ. Сигнал движения с плетизмограмм дает достоверную информацию о схеме дыхания пациентов во время томографического сканирования. Используя описанные здесь подходы, можно преодолеть основной недостаток, заключающийся во временной задержке между действительным обогащением крови кислородом и дыхательным циклом вследствие времени, необходимого для достижения обогащенной кислородом части крови местоположения пульсоксиметра, что позволяет использовать ФПГ для синхронизации ПЭТ-визуализации с дыхательными движениями в режиме реального времени.
В раскрытых подходах, способ синхронизации с дыхательными движениями, основанный на потоке данных, предоставляет опорное значение в режиме реального времени для сигнала пульсоксиметра и обеспечивает возможность анализа плетизмограмм по ходу сбора томографических данных. Сравнение сигнала движения, основанного на потоке данных, с сигналом пульсоксиметра также позволяет с большей уверенностью распознать нерегулярное легочное движение. В целом, использование сигналов дыхания, основанных на потоке данных, для корректировки задержки сигнала пульсоксиметра позволяет более точно отслеживать дыхательные движения и значительно упрощает процедуру подготовки пациента.
Ниже приведены решения ряда важных вопросов в области медицинской визуализации для обеспечения надежной и точной синхронизации с дыхательными движениями при одновременном снижении потребности в статистически большом количестве отсчетов (часто недостижимом в клинической радиоэмиссионной визуализации вследствие ограничений облучения пациентов) или в использовании сложных и громоздких внешних устройств, таких как пояса для мониторинга дыхания. Ниже раскрыто преодоление недостатков вышеуказанных способов, чтобы обеспечить сигнал синхронизации с дыхательными движениями в реальном времени посредством совмещения во времени сигнала дыхания пульсоксиметра с сигналом на основе потока данных с помощью усовершенствованной обработки сигналов. Как только задержка между сигналом пульсоксиметра и схемой дыхания пациента становится известна, затратная с точки зрения вычислений обработка сигнала на основе потока данных может быть опционально остановлена, и синхронизация может основываться только на измерениях оксиметра.
Раскрытое улучшение синергически объединяет две методики мониторинга дыхания: мониторинг дыхания на основе потока данных посредством ПЭТ и мониторинг дыхания с помощью пульсоксиметра. Подход на основе ПЭТ позволяет в режиме реального времени отслеживать отсчеты ПЭТ на границе раздела легкое/диафрагма. Осциллирующее движение активности ПЭТ в осевом или z-направлении (для пациента, лежащего на животе или на спине), как "видно" в ПЭТ в режиме реального времени, указывает на дыхательное движение, причем положение, соответствующее наименьшему размеру легких, коррелирует с концом выдыхания (поскольку легкие, таким образом, практически освобождены от воздуха).
Мониторинг дыхания с помощью пульсоксиметрии основан на частотном составе (например, по данным вейвлет-анализа) плетизмографии. Предполагается, что компонента плетизмографии, имеющая частоту, соответствующую частоте дыхания, связана с дыханием.
Каждая из составных методик мониторинга дыхания имеет недостатки при использовании для синхронизации ПЭТ-визуализации с дыхательными движениями. Подход ПЭТ на основе потока данных имеет малое отношение сигнал/шум (ОСШ) вследствие низкой частоты отсчетов (на 511 кэВ) для реальных пациентов, получающих низкую дозу радиофармацевтического препарата. Это иногда приводит к неравномерному мониторингу с пробелами в надежном потоке данных из-за шума, когда уровень отсчетов очень мал. Проблема только усугубляется в случае пациентов большой комплекции, которые поглощают/рассеивают
Figure 00000001
часть излучения на 511 кэВ.
Мониторинг с помощью пульсоксиметрии обычно обеспечивает гораздо более высокое ОСШ и может обеспечить непрерывный поток данных с небольшим количеством пробелов или вообще без них, что делает его подходящим для мониторинга дыхания в режиме реального времени для синхронизации ПЭТ с дыхательными движениями. Пульсоксиметр также представляет собой небольшое устройство, обычно носимое на кончике пальца, и поэтому более удобное для пациента, которое имеет малое поглощение/рассеяние гамма-лучей по сравнению с устройством мониторинга дыхания на основе спирометрических мехов. Кроме того, пульсоксиметр обеспечивает полезные данные жизненно важных функций организма, включая частоту пульса и уровень насыщения кислородом (SpO2), поэтому пульсоксиметр может быть использован уже во время ПЭТ-визуализации для этих целей. Однако сигнал дыхания, предоставляемый плетизмографом пульсоксиметрии, имеет недостаток, заключающийся в существенной временной задержке, которая, как считается, обусловлена временем прохождения потока крови (или волн давления, передаваемых через поток крови) на протяжении от одной секунды до нескольких секунд от источника в туловище к пальцу.
Раскрытое улучшение объединяет эти две методики мониторинга дыхания следующим образом. Обе выполняются одновременно, и в течение интервалов времени, когда подход ПЭТ на основе потока данных выдает достоверные данные (несмотря на низкий уровень ОСШ), он может быть скоррелирован с дыхательной компонентой плетизмографии для эмпирического измерения временной задержки дыхательной компоненты плетизмографии. Когда эта временная задержка известна, плетизмограф может быть использован для обеспечения синхронизации с дыхательными движениями в режиме реального времени. Оба сигнала могут непрерывно отслеживаться в течение всей процедуры ПЭТ-визуализации, чтобы обновлять значение временной задержки в течение всего процесса ПЭТ-визуализации, в случае если она меняется во времени (или, в альтернативном варианте осуществления, сигнал на основе потока данных получают только вначале для определения временной задержки сигнала ФПГ).
В первом подходе первоначальную калибровку временной задержки выполняют с использованием намеренно введенных "глубоких дыханий" или других контролируемых пациентом дыханий для облегчения калибровки. В другом подходе для улучшения извлечения сигнала дыхания из сигнала пульсоксиметра может быть использована некоторая предварительная информация, такая как частота пульса, цикл дыхания и т.д.
На фиг. 1 показан пример устройства 10 для измерения дыхания пациента. Как показано на фиг. 1, устройство 10 содержит устройство 12 визуализации позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ), хотя может использоваться и другое подходящее эмиссионное устройство визуализации (например, устройство визуализации однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (ОЭКТ)). Устройство 12 ПЭТ-визуализации выполнено с возможностью сбора данных визуализации по меньшей мере части пациента. Устройство 10 также содержит пульсоксиметр 14, функционально подсоединенный к части пациента. Пульсоксиметр 14 предназначен для получения сигнала фотоплетизмографа (ФПГ) от пациента. В типичной конфигурации пульсоксиметр содержит красные и инфракрасные светодиоды, лазеры или другие источники света, подсвечивающие объем ткани (например, кончик пальца руки или палец ноги). Разница в поглощении соответствующего красного и инфракрасного света обогащенной кислородом кровью и обедненной кислородом кровью обеспечивает основу для извлечения значения уровня насыщения крови кислородом. Кроме того, цикличность сигнала ФПГ с пульсациями сердца позволяет извлекать частоту сердечных сокращений, а также может быть использована для извлечения информации о дыхании, например, как раскрыто в Leonard et al., Emerg. Med. J. 2003; 20:524-525. (Однако, как признается в настоящем документе, сигнал дыхания, выведенный из сигнала ФПГ, может в целом иметь некоторую временную задержку по сравнению с цикличностью легких в режиме реального времени.) Пульсоксиметр 14, показаный схематично на фиг. 1, обычно выполнен в виде зажимного устройства, которое может быть закреплено на пальце руки или ноги, мочке уха и т.п., при этом на корпусе зажима расположены источники света для подсветки зажатого пальца и т.п., а также на корпусе зажима расположены фотодетекторы для детектирования света после прохождения через палец и т.п. Устройство 10 дополнительно содержит по меньшей мере один электронный процессор 16, запрограммированный так, что предусмотрена возможность генерирования сигнала дыхания пациента на основе данных визуализации и сигнала ФПГ, как это более подробно раскрыто ниже.
Как показано на фиг. 1, устройство 12 ПЭТ-визуализации содержит компоненты, обычно известные в области техники устройств ПЭТ (как схематически изображено жирной штриховой рамкой). Например, устройство 12 ПЭТ-визуализации содержит гантри 18 с множеством размещенных на нем детекторных модулей 20, причем один детекторный модуль 20 схематически показан на фиг. 1. Детекторы 20 предназначены для детектирования отсчетов (импульсов) вдоль линий ответа (LOR, англ. line of response) данных визуализации, при этом каждый отсчет производится двумя противоположно направленными гамма-лучами с энергией 511 кэВ, испускаемыми вследствие события аннигиляции позитронно-электронной пары, и эти данные передаются в блок 22 обнаружения совпадений (БОС). Каждый отсчет (импульс) имеет временную метку, характеризующую время обнаружения, для создания данных в режиме списка. БОС 22 подключается к компьютеру 24 сбора ПЭТ-данных любым подходящим способом (например, через соединение Ethernet, по последовательной шине периферийных устройств PCl Express (PCIe) и т.п.). Компьютер 24 сбора ПЭТ-данных накапливает набор данных в режиме списка, который восстанавливается системой 28 реконструкции с помощью графических процессоров (GPU) или других подходящих вычислительных устройств, которые способны реконструировать данные ПЭТ-визуализации с помощью подходящей итеративной методики реконструкции изображений (например, MLEM, OSEM и т.д.). Реконструированное (восстановленное) изображение ПЭТ может отображаться на консоли 26 или использоваться иным образом.
Для перспективной ПЭТ-визуализации, синхронизированной с дыхательными движениями, данные в БОС 22 фильтруются по фазе дыхания, и только данные режима списка, собранные в выбранной фазе (например, в конце выдоха), реконструируются для формирования изображения. Указанная синхронизация уменьшает артефакты движения, вызванные дыханием. Ниже раскрыт иллюстративный вариант осуществления синхронизации с дыхательными движениями с использованием раскрытой синергической комбинации ФПГ и мониторинга дыхания на основе потока данных.
Мониторинг дыхания использует обработку 30 сигнала на основе потока данных, применяемую к данным визуализации в режиме списка, собранным с помощью БОС 22, для генерирования первого сигнала 32 дыхания (схематически показан стрелкой на фиг. 1). В подходящем варианте осуществления обработка 30 сигнала на основе потока данных приводит к детектированию движения лезии с очаговым накоплением (или, в качестве альтернативы, движения другого объекта изображения, формирующего "горячую точку" в данных ПЭТ в режиме списка) путем отслеживания движения z-координаты центра массы распределения активности лезии. См., например, Bundschuh et al., "Postacquisition Detection of Tumor Motion in the Lung and Upper Abdomen using the List-Mode PET Data: A Feasibility Study" (Определение движения опухоли в легком и эпигастральной области с помощью данных ПЭТ в режиме списка после сбора данных), J. Nucl. Med. 2007; 48:758-763. Преимущественным образом, для генерирования реконструированного изображения данный подход не требует затратной с точки зрения вычислений реконструкции данных визуализации в режиме списка, и, соответственно, он может быть выполнен (по существу) в режиме реального времени для обеспечения первого сигнала 32 дыхания в режиме реального времени. Кроме того, поскольку обработка 30 сигнала на основе потока данных позволяет отслеживать движение лезии в туловище при ее перемещении с вдохом и выдохом, первый сигнал 32 дыхания практически не имеет временной задержки относительно цикличности дыхания. Также несложно соотнести z-координату центра массы активности лезии с действительной фазой дыхания, основываясь на первых физиологических принципах: в конце вдоха легкие максимально заполнены воздухом, так что перемещение лезии максимально в каудальном направлении, в то время как в конце выдоха легкие максимально опустошены, так что перемещение лезии максимально в краниальном направлении. Таким образом, первый сигнал 32 дыхания легко синхронизируется с "экспериментально проверенной" фазой дыхания. Однако первый сигнал 32 дыхания подвержен шуму и, наиболее вероятно, имеет низкое ОСШ из-за низкой частоты отсчетов в обычном случае клинической визуализации, при которой пациенту назначается клинически допустимая низкая доза радиофармацевтического препарата.
Пульсоксиметр 14 подключается к части пациента, когда пациент находится внутри устройства 12 визуализации, чтобы получить сигнал ФПГ от пациента. На иллюстративной схеме сигнал ФПГ передается в электронный процессор 16, осуществляющий синхронизацию через синхронизирующий порт 33 гантри, который может использовать проводное или беспроводное (например, Bluetooth™) соединение. Пульсоксиметр 14 собирает данные ФПГ одновременно со сбором отсчетов ПЭТ-визуализации в БОС 22. По меньшей мере один электронный процессор 16 запрограммирован так, что предусмотрена возможность осуществления обработки 34 сигнала ФПГ для извлечения второго сигнала 36 дыхания (схематически показан стрелкой на фиг. 1) из сигнала ФПГ. В соответствующем варианте осуществления обработка 34 сигнала ФПГ позволяет извлечь второй сигнал 36 дыхания в виде компоненты сигнала ФПГ в частотном диапазоне, охватывающем диапазон достоверных частот дыхания, например, с помощью вейвлет-анализа сигнала ФПГ. См., например, Leonard et al., Emerg. Med. J. 2003; 20:524-525.
В некоторых примерах по меньшей мере еще один датчик 37 показателей жизненно важных функций организма (например, датчик сердца, датчик дыхания и т.п.) может быть подсоединен к пациенту для получения дополнительных данных или информации о показателях жизненно важных функций организма. В этом примере по меньшей мере один электронный процессор 16 дополнительно запрограммирован так, что предусмотрена возможность извлечения второго сигнала дыхания с помощью информации о показателях жизненно важных функций организма, полученной от датчика 37 показателей жизненно важных функций организма (например, путем усиления сигнала ФПГ с помощью полученных данных показателей жизненно важных функций организма для "заполнения" любых пробелов в сигнале ФПГ, например, вызванных шумом). Пульсоксиметр 14 осуществляет связь по меньшей мере с одним электронным процессором 16 через синхронизирующий порт 32 гантри 18 устройства 12 визуализации.
По меньшей мере один электронный процессор 16 дополнительно запрограммирован так, что предусмотрена возможность объединения первого и второго сигналов 32, 36 дыхания посредством обработки 38 данных для генерирования сигнала 40 дыхания, характеризующего дыхание пациента. В одном подходе обработка 38 данных позволяет определять временную задержку второго сигнала 36 дыхания по сравнению с первым сигналом 32 дыхания и позволяет сдвигать второй сигнал 36 дыхания во времени для его корректировки на эту временную задержку, чтобы сгенерировать сигнал 40 дыхания. Полученный сигнал 40 дыхания подходит для использования в качестве сигнала синхронизации в режиме реального времени для выбора тех отсчетов, собранных БОС 22, которые имеют временную метку временного интервала, соответствующего требуемой фазе дыхания (например, в конце выдоха), и только эти отсчеты, собранные во время целевой фазы дыхания, передаются на компьютер 24 сбора данных ПЭТ для включения в набор данных визуализации, который реконструируется с помощью системы 28 реконструкции.
В еще одном подходе (не показанном на фиг. 1), сигнал 40 синхронизации с дыхательными движениями является входным сигналом для компьютера 24 сбора данных ПЭТ, но не для БОС 22. При таком подходе, подходящем для ретроспективной синхронизации с дыхательными движениями, все отсчеты передаются с БОС 22 на компьютер 24 сбора данных ПЭТ для формирования набора данных визуализации, и выбор того, какие части этого набора данных визуализации вводятся в систему 28 реконструкции для реконструкции изображения, определяется ретроспективно с помощью компьютера 24 сбора данных ПЭТ посредством сравнения временных меток отсчетов с записанным сигналом 40 синхронизации с дыхательными движениями.
Для генерирования сигнала дыхания из первого и второго сигналов 32, 36 данных дыхания, обработка 38 данных, осуществляемая по меньшей мере одним электронным процессором 16, запрограммирована так, что предусмотрена возможность определения временной задержки второго сигнала 36 данных дыхания относительно первого сигнала 32 данных дыхания. Временные интервалы данных визуализации коррелируют с компонентой дыхания сигнала ФПГ для измерения временной задержки компоненты дыхания. После определения временной задержки второй сигнал 36 дыхания смещают во времени для его корректировки на определенную временную задержку, формируя, таким образом, сигнал 40 дыхания, используемый для синхронизации с дыхательными движениями. В одном примере по меньшей мере один электронный процессор 16 запрограммирован так, что предусмотрена возможность обновления определенной временной задержки с использованием непрерывно собираемых данных визуализации и извлечения из них первого сигнала. В другом примере по меньшей мере один электронный процессор 16 запрограммирован так, что предусмотрена возможность определения первоначального значения временной задержки с помощью намеренно введенных дыханий пациента. Кроме того, по меньшей мере один электронный процессор 16 запрограммирован так, что, когда сигнал дыхания сгенерирован, предусмотрена возможность использования указанного сигнала дыхания для выполнения операций синхронизации с дыхательными движениями над данными эмиссионной визуализации с помощью сигнала дыхания. Данные от операций синхронизации передаются в реконструированные изображения и используются для управления корректировкой артефактов движения с целью генерирования "неподвижных" изображений. Кроме того, сигнал дыхания отображается на БОС 22.
Электронный процессор 16, осуществляющий обработку 30, 34, 38 мониторинга дыхания, может быть реализован по-разному. В иллюстративном примере электронный процессор 16 является специализированным электронным процессором, который отделен от вычислительных компонентов 22, 24, 28 устройства 12 ПЭТ-визуализации. В другом варианте осуществления один или несколько из этих вычислительных компонентов 22, 24, 28 может быть модифицирован для выполнения обработки 30, 34, 38 мониторинга дыхания, например, один электронный процессор может реализовать как БОС 22, так и изображенный на фигурах электронный процессор 16.
На фиг. 2 схематически показана блок-схема работы устройства 10 в виде способа 100 мониторинга дыхания. На этапе 102 собирают эмиссионные данные от устройства 12 эмиссионной визуализации. На этапе 104 получают сигнал ФПГ от пульсоксиметра 14. Должно быть понятно, что операции этапов 102 и 104 могут осуществляться одновременно или последовательно. На этапе 106 посредством по меньшей мере одного запрограммированного электронного процессора 16 генерируют сигнал 32 дыхания на основе потока эмиссионных данных, исходя из данных эмиссионной визуализации. Сигнал дыхания на основе потока эмиссионных данных генерируют на основе зависимости положения объекта изображения от времени, определенной на основе данных эмиссионной визуализации. В одном из примеров объект изображения включает в себя границу раздела легкое/грудная диафрагма пациента. На этапе 108 посредством по меньшей мере одного запрограммированного электронного процессора 16 генерируют сигнал 36 дыхания на основе потока данных ФПГ, исходя из сигнала ФПГ. Должно быть понятно, что операции этапов 106 и 108 могут осуществляться одновременно или последовательно. На этапе 110 посредством по меньшей мере одного запрограммированного электронного процессора 16 определяют временной сдвиг сигнала 36 дыхания на основе потока данных ФПГ посредством сравнения сигнала дыхания на основе потока данных ФПГ и сигнала 32 дыхания на основе потока эмиссионных данных. В некоторых примерах определение временного сдвига (на этапе 108) и генерирование сигнала дыхания в виде сигнала дыхания на основе потока данных ФПГ, смещенного во времени для его корректировки на определенный временной сдвиг (на этапе 110), осуществляют непрерывно или через последовательные интервалы времени во время сбора данных эмиссионной визуализации. На этапе 112 посредством по меньшей мере одного запрограммированного электронного процессора 16 генерируют сигнал 40 дыхания в виде сигнала 36 дыхания на основе потока данных ФПГ, смещенного во времени для его корректировки на определенный временной сдвиг. На этапе 114 посредством по меньшей мере одного запрограммированного электронного процессора 16 реконструируют данные эмиссионной визуализации с помощью сгенерированного сигнала 40 дыхания для генерирования реконструированного изображения. Например, реконструированные данные визуализации могут быть использованы, помимо прочих функций, для синхронизации или корректировки движения.
Должно быть понятно, что иллюстративные компоненты устройства 10, например вычислительные, обрабатывающие данные или взаимодействующие с данными, могут быть реализованы в виде долговременного носителя информации, хранящего инструкции, которые могут быть исполнены электронным процессором (например, электронным процессором 16) для осуществления раскрытых операций. К долговременным носителям информации могут относиться, например, жесткий диск, избыточный массив недорогих дисков (RAID-массив) или другой магнитный носитель информации; твердотельный диск, флэш-накопитель, постоянное запоминающее устройство с электрически стираемой информацией (EEROM) или другая электронная память; оптический диск или другое оптическое запоминающее устройство; различные их комбинации и т.д.
Описание выше было приведено в отношении предпочтительных вариантов осуществления. После прочтения и понимания предыдущего подробного описания специалистами могут быть предложены изменения и дополнения. Подразумевается, что изобретение должно толковаться как включающее в себя все такие изменения и дополнения в той мере, в какой они входят в объем прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.

Claims (34)

1. Устройство (10) для детектирования дыхательных движений, содержащее:
устройство (12) визуализации позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ) или однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (ОФЭКТ); и по меньшей мере один электронный процессор (16), запрограммированный так, что предусмотрена возможность:
извлечения первого сигнала (32) данных дыхания, представляющего собой сигнал визуализации дыхательных движений, из данных эмиссионной визуализации пациента, собранных с помощью устройства визуализации позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ) или однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (ОФЭКТ); извлечения второго сигнала (36) данных дыхания, представляющего собой сигнал частоты дыхательных движений, из сигнала фотоплетизмографа (ФПГ) от пациента; и объединения первого и второго извлеченных сигналов данных дыхания для генерирования сигнала (40) дыхания, характеризующего дыхание пациента.
2. Устройство (10) по п. 1, в котором извлечение первого сигнала (32) данных дыхания из данных эмиссионной визуализации включает в себя: извлечение первого сигнала данных дыхания, содержащего данные, указывающие на движение на границе раздела легкое/диафрагма пациента вследствие дыхания.
3. Устройство (10) по п. 1 или 2, выполненное с возможностью генерирования сигнала (40) дыхания посредством:
определения временной задержки второго сигнала (36) данных дыхания относительно первого сигнала (32) данных дыхания; и генерирования сигнала дыхания в виде второго сигнала данных дыхания, смещенного во времени для корректировки определенной временной задержки.
4. Устройство (10) по п. 3, в котором по меньшей мере один процессор (16) дополнительно запрограммирован так, что предусмотрена возможность: осуществления синхронизации данных эмиссионной визуализации с дыхательными движениями с помощью сигнала (40) дыхания.
5. Устройство (10) по п. 3 или 4, в котором по меньшей мере один процессор (16) дополнительно запрограммирован так, что предусмотрена возможность:
обновления определенной временной задержки с помощью непрерывно собираемых данных эмиссионной визуализации.
6. Устройство (10) по любому из пп. 3-5, в котором по меньшей мере один процессор (16) дополнительно запрограммирован так, что предусмотрена возможность:
определения начального значения временной задержки с помощью намеренно введенных дыханий пациента.
7. Устройство (10) по любому из пп. 1-6, дополнительно содержащее по меньшей мере еще один датчик (37) показателей частоты пульса и уровня насыщения кислородом организма, выполненный с возможностью получения информации о показателях частоты пульса и уровня насыщения кислородом организма пациента;
причем по меньшей мере один процессор (16) дополнительно запрограммирован так, что предусмотрена возможность извлечения второго сигнала (36) данных дыхания из сигнала ФПГ с помощью полученной информации о показателях частоты пульса и уровня насыщения кислородом организма.
8. Устройство (10) по любому из пп. 1-7, дополнительно содержащее дисплей (26), выполненный с возможностью отображения сигнала (40) дыхания пациента.
9. Устройство (10) по любому из пп. 1-8, дополнительно содержащее:
пульсоксиметр (14), выполненный с возможностью получения сигнала ФПГ пациента.
10. Долговременный носитель информации для устройства детектирования дыхательных движений, хранящий инструкции, которые могут быть прочитаны и исполнены электронным процессором (16), функционально соединенным с устройством (12) эмиссионной визуализации и пульсоксиметром (14), для осуществления способа (100) мониторинга дыхания, содержащего следующие этапы: генерируют сигнал (32) дыхания, представляющий собой сигнал визуализации дыхательных движений, на основе потока эмиссионных данных, исходя из данных эмиссионной визуализации; генерируют сигнал (36) дыхания, представляющий собой сигнал частоты дыхательных движений, на основе потока данных фотоплетизмографа (ФПГ), исходя из сигнала фотоплетизмографа;
определяют временной сдвиг сигнала дыхания на основе потока данных фотоплетизмографа посредством сравнения сигнала дыхания на основе потока данных фотоплетизмографа с сигналом дыхания на основе потока эмиссионных данных; и генерируют сигнал (40) дыхания в виде сигнала дыхания на основе потока данных фотоплетизмографа, смещенного во времени для его корректировки на определенный временной сдвиг.
11. Долговременный носитель информации по п. 10, в котором генерирование сигнала (32) дыхания на основе эмиссионных данных предусмотрено на основе зависимости положения объекта изображения от времени, определенной исходя из данных эмиссионной визуализации.
12. Долговременный носитель информации по п. 11, в котором объект изображения включает в себя границу раздела легкое/грудная диафрагма.
13. Долговременный носитель информации по любому из пп. 10-12, дополнительно хранящий инструкции, которые могут быть прочитаны и исполнены электронным процессором для реконструкции данных эмиссионной визуализации, чтобы сгенерировать реконструированное изображение.
14. Долговременный носитель информации по любому из пп. 11-13, в котором определение временного сдвига и генерирование сигнала (40) дыхания в виде сигнала (36) дыхания на основе потока данных ФПГ, смещенного во времени для его корректировки на определенный временной сдвиг, предусмотрено непрерывно или через последовательные интервалы времени во время сбора данных эмиссионной визуализации.
15. Устройство (10) для детектирования дыхательных движений, содержащее:
устройство (12) визуализации, выполненное с возможностью получения данных эмиссионной визуализации по меньшей мере части пациента; и
по меньшей мере один электронный процессор (16), запрограммированный так, что предусмотрена возможность:
извлечения первого сигнала (32) данных дыхания, представляющего собой сигнал визуализации дыхательных движений, из данных эмиссионной визуализации; извлечения второго сигнала (36) данных дыхания, представляющего собой сигнал частоты дыхательных движений, из сигнала фотоплетизмографа; определения временной задержки второго сигнала данных дыхания относительно первого сигнала данных дыхания; и
генерирования сигнала (40) дыхания в виде второго сигнала данных дыхания, смещенного во времени для корректировки определенной временной задержки; и
дисплей (26), выполненный с возможностью отображения сигнала дыхания пациента.
16. Устройство (10) по п. 15, в котором извлечение первого сигнала (32) данных дыхания из данных эмиссионной визуализации включает в себя:
извлечение первого сигнала данных дыхания, содержащего данные, указывающие на движение на границе раздела легкое/диафрагма пациента вследствие дыхания.
17. Устройство (10) по п. 15 или 16, в котором по меньшей мере один процессор (16) дополнительно запрограммирован так, что предусмотрена возможность: осуществления операций синхронизации с дыхательными движениями над данными эмиссионной визуализации с помощью сигнала (40) дыхания.
18. Устройство (10) по любому из пп. 15-17, в котором по меньшей мере один процессор (16) дополнительно запрограммирован так, что предусмотрена возможность: обновления определенной временной задержки с помощью непрерывно собираемых данных визуализации позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ).
19. Устройство (10) по любому из пп. 15-18, дополнительно содержащее по меньшей мере еще один датчик (37) показателей частоты пульса и уровня насыщения кислородом организма, выполненный с возможностью получения информации о показателях частоты пульса и уровня насыщения кислородом организма пациента; причем по меньшей мере один процессор (16) дополнительно запрограммирован так, что предусмотрена возможность извлечения второго сигнала (36) данных дыхания из сигнала ФПГ с помощью полученной информации о показателях частоты пульса и уровня насыщения кислородом организма.
20. Устройство (10) по любому из пп. 15-19, дополнительно содержащее пульсоксиметр (14), функционально подсоединенный к части пациента, причем пульсоксиметр выполнен с возможностью получения сигнала фотоплетизмографа от пациента.
RU2019137098A 2017-04-21 2018-04-17 Синхронизация томографической визуализации с дыхательными движениями с помощью пульсоксиметров RU2769818C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201762488186P 2017-04-21 2017-04-21
US62/488,186 2017-04-21
PCT/EP2018/059703 WO2018192890A1 (en) 2017-04-21 2018-04-17 Respiratory gating using pulse oximeters for tomographic imaging

Publications (3)

Publication Number Publication Date
RU2019137098A RU2019137098A (ru) 2021-05-21
RU2019137098A3 RU2019137098A3 (ru) 2021-08-20
RU2769818C2 true RU2769818C2 (ru) 2022-04-06

Family

ID=62091835

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2019137098A RU2769818C2 (ru) 2017-04-21 2018-04-17 Синхронизация томографической визуализации с дыхательными движениями с помощью пульсоксиметров

Country Status (6)

Country Link
US (1) US11877882B2 (ru)
EP (1) EP3612098B1 (ru)
JP (1) JP6918971B2 (ru)
CN (1) CN110536643B (ru)
RU (1) RU2769818C2 (ru)
WO (1) WO2018192890A1 (ru)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11918390B2 (en) 2019-12-31 2024-03-05 GE Precision Healthcare LLC Methods and systems for motion detection in positron emission tomography
US11179128B2 (en) * 2019-12-31 2021-11-23 GE Precision Healthcare LLC Methods and systems for motion detection in positron emission tomography
RU2756566C1 (ru) * 2021-03-02 2021-10-01 Федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный исследовательский центр "Курчатовский институт" Система одновременного контроля и оценки динамики физиологических процессов в условиях проведения магнитно-резонансной томографии человека

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20110074409A1 (en) * 2009-09-25 2011-03-31 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems And Methods For Gating An Imaging Device
US20130085375A1 (en) * 2006-03-06 2013-04-04 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Optimal Respiratory Gating In Medical Imaging
RU2011148163A (ru) * 2009-04-28 2013-06-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Интервенционная мр-томография с компенсацией движения
JP5498787B2 (ja) * 2006-08-15 2014-05-21 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ エネルギー感受性コンピュータ断層撮影における動き補償
RU2014136352A (ru) * 2012-02-09 2016-03-27 Конинклейке Филипс Н.В. Мрт с коррекцией движения с помощью навигаторов, получаемых с помощью метода диксона

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0627834B2 (ja) * 1989-10-30 1994-04-13 株式会社島津製作所 生体データ収集装置
JP2004045318A (ja) * 2002-07-15 2004-02-12 Toshiba Corp 核医学診断装置
CN100508890C (zh) * 2005-03-01 2009-07-08 马越 X射线机
ATE438339T1 (de) * 2005-04-27 2009-08-15 Koninkl Philips Electronics Nv Ecg-gesteuerte temporale abtastung bei kardialer kinetischer modellierung
US8060177B2 (en) * 2006-03-06 2011-11-15 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Registration of computed tomography (CT) and positron emission tomography (PET) image scans with automatic patient motion correction
US8971992B2 (en) * 2007-05-07 2015-03-03 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and control method thereof
US9535145B2 (en) * 2007-11-09 2017-01-03 Koninklijke Philips N.V. MR-PET cyclic motion gating and correction
EP2509505B1 (en) * 2009-12-10 2019-07-31 Koninklijke Philips N.V. Method and apparatus for using time of flight information to detect and correct for motion in imaging scans
EP2724319B1 (en) * 2011-06-21 2020-03-18 Koninklijke Philips N.V. Respiratory motion determination apparatus
DE102011079496A1 (de) * 2011-07-20 2013-01-24 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Erzeugung kombinierter tomographischer Emissions- und Transmissions-Darstellungen sowie kombiniertes Emissionsstrahlungs- und Transmissionsstrahlungs-Untersuchungssystem
WO2014001981A1 (en) * 2012-06-28 2014-01-03 Koninklijke Philips N.V. Evaluation of patency using photo-plethysmography on endoscope images
KR101428005B1 (ko) * 2012-10-29 2014-08-07 한국과학기술원 소수의 저선량 ｃｔ 영상을 이용하여 ｐｅｔ 영상을 움직임 보상 및 감쇠 보정하는 방법
US9078622B2 (en) * 2013-03-13 2015-07-14 General Electric Company Method and apparatus for data selection for positron emission tomogrpahy (PET) image reconstruction
CN105188521A (zh) * 2013-03-14 2015-12-23 皇家飞利浦有限公司 用于获得对象的生命体征信息的设备和方法
WO2016189071A1 (en) * 2015-05-28 2016-12-01 Koninklijke Philips N.V. X-ray imaging system with camera capable of recording physiological states
US11633166B2 (en) * 2015-09-23 2023-04-25 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Spatial registration of positron emission tomography and computed tomography acquired during respiration

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20130085375A1 (en) * 2006-03-06 2013-04-04 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Optimal Respiratory Gating In Medical Imaging
JP5498787B2 (ja) * 2006-08-15 2014-05-21 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ エネルギー感受性コンピュータ断層撮影における動き補償
RU2011148163A (ru) * 2009-04-28 2013-06-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Интервенционная мр-томография с компенсацией движения
US20110074409A1 (en) * 2009-09-25 2011-03-31 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems And Methods For Gating An Imaging Device
RU2014136352A (ru) * 2012-02-09 2016-03-27 Конинклейке Филипс Н.В. Мрт с коррекцией движения с помощью навигаторов, получаемых с помощью метода диксона

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
BUNDSCHUH et. al., "Postacquisition Detection of Tumor Motion in the Lung and Upper Abdomen using the List-Mode PET Data: A feasibility Study" // Journal of Nuclear Medicine / 2007 - 48 (5) -758-763. *

Also Published As

Publication number Publication date
RU2019137098A3 (ru) 2021-08-20
EP3612098B1 (en) 2023-01-04
JP2020517923A (ja) 2020-06-18
CN110536643A (zh) 2019-12-03
CN110536643B (zh) 2024-02-02
US11877882B2 (en) 2024-01-23
EP3612098A1 (en) 2020-02-26
RU2019137098A (ru) 2021-05-21
JP6918971B2 (ja) 2021-08-11
US20200037976A1 (en) 2020-02-06
WO2018192890A1 (en) 2018-10-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US11317815B2 (en) Sensor device for electrical impedance tomography imaging, electrical impedance tomography imaging instrument and electrical impedance tomography method
Higano et al. Retrospective respiratory self‐gating and removal of bulk motion in pulmonary UTE MRI of neonates and adults
Henderson et al. The gravitational distribution of ventilation-perfusion ratio is more uniform in prone than supine posture in the normal human lung
JP6084607B2 (ja) 呼吸運動決定装置
Jafari Tadi et al. Accelerometer‐Based Method for Extracting Respiratory and Cardiac Gating Information for Dual Gating during Nuclear Medicine Imaging
Livieratos et al. Respiratory gating of cardiac PET data in list-mode acquisition
Karlen et al. Estimation of respiratory rate from photoplethysmographic imaging videos compared to pulse oximetry
US8060177B2 (en) Registration of computed tomography (CT) and positron emission tomography (PET) image scans with automatic patient motion correction
US9420974B2 (en) Method and apparatus for attenuation correction
US20150139515A1 (en) Movement correction for medical imaging
RU2769818C2 (ru) Синхронизация томографической визуализации с дыхательными движениями с помощью пульсоксиметров
Sá et al. Validating the distribution of specific ventilation in healthy humans measured using proton MR imaging
EP2575616B1 (en) Amplitude/slope-based motion phase mapping
US9002079B2 (en) Systems and methods for motion detecting for medical imaging
Bettinardi et al. Motion-tracking hardware and advanced applications in PET and PET/CT
Guivarc'h et al. Synchronization of pulmonary scintigraphy by respiratory flow and by impedance plethysmography
Frerichs et al. Electrical impedance tomography and its perspectives in intensive care medicine
Shkumat et al. Cardiac gating with a pulse oximeter for dual-energy imaging
WO2012052951A1 (en) Respiratory effort assessment through ecg
CN118303905A (zh) 医用信息处理方法以及医用信息处理装置
Kim et al. Development of portable device for transmitting respiratory & ECG gating in list-mode PET data acquisition
Braun et al. Respiratory image analysis
Todica et al. Derivation of a respiration trigger signal in small animal list-mode PET based on respiration-induced variations of the ECG signal
Jin Event-by-Event Motion Correction in Positron Emission Tomography: Development, Evaluation, and Applications
Nekolla Dynamic and gated PET