CN101238391B - 功能成像中的运动补偿 - Google Patents
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Abstract
在多个心脏和呼吸时相收集医疗图像。将这些图像变换为多个呼吸时相的一系列呼吸被补偿的图像，而且所有图像均在共同呼吸时相。将该系列的呼吸被补偿的图像变换为在所选择心动时相和共同呼吸时相的一个图像。在一些实施例中，产生门控变换矩阵的数据库。该数据库可以基于特定患者信息或者基于从患者池产生的信息。该数据库可以考虑呼吸运动、心脏收缩运动、其它生理运动或者其组合。对于要被校正运动的当前图像，采用在数据库中收集的变换矩阵来估计考虑了当前图像中的运动的变换矩阵的当前集合，并基于变换矩阵的当前集合产生运动被补偿的图像。
Description
技术领域
本发明涉及数字成像领域。其可特别与单光子发射计算机断层造影(SPECT)或正电子发射断层造影(PET)成像系统、更具体地与组合的SPECT/CT或PET/CT系统相结合应用，并将特别参照其进行描述。然而，应当理解，本发明也可应用于SPECT、PET或其它核成像扫描以及诸如CT、MRI、超声以及其它等其它形态的组合中。
背景技术
在核医学中，对象被注射承载有放射性同位素的放射性药物，该放射性同位素衰变发出伽马射线。诸如SPECT或PET扫描仪等核照相机检测伽马射线并重建说明了对象中的放射性事件的密度的诊断图像。
在SPECT成像中，放射源发出穿过成像区域中对象的至少一部分的高能粒子并被在位于对象附近的检测器阵列收集。为了接收足够的放射事件以便重建有意义的诊断图像，以10分钟或更高的量级，使对象保留在成像区域内一段延长的时间。比较而言，CT扫描可以在少于一分钟中执行有限区域的完整扫描。
由于对象必需保留在成像区域一段延长的时间，所以会出现几个运动源，其将降低所得图像的空间分辨率。首先，对象移动。自发移动导致了对象的内部器官也移动，从而，使诊断图像中的位置偏移。第二，使对象屏住呼吸的扫描时间过长。即使是浅的、被控制的呼吸也会导致胸腔的周期性运动。在SPECT采集期间的连续呼吸导致心脏沿头-尾方向周期性移动几厘米。这导致了重建图像的空间模糊并在个体心脏时相和灌注图像中均降低了左心室容积估计。
对许多身体区域成像是困难的，或者会导致由于身体、呼吸、心动和其它生理节奏所产生的模糊。例如在心脏SPECT中，心脏的图像被收集，并且自然地，心脏总是在运动。跳动的心脏周期性地收缩、移动、旋转和扭转，以复杂且不均匀的方式移动心肌的各个段几厘米。这降低了总的灌注图像的空间分辨率。这三个运动源都产生对象的内部器官位置的空间变化，并最终导致得到的SPECT图像的空间模糊。随着成像的SPECT模式的改进，这些运动源会出现更多问题，因为它们将通过使图像模糊而抵消从较高分辨率得到的好处。
当前努力进行配准自发的躯体上的患者运动，并补偿该运动。然而，当前这些努力并未补偿由自然呼吸和心动周期所引起的运动，而只关注SPECT图像空间。
本发明提供克服了上述问题和其它方面的新的、改进的方法和设备。
发明内容
根据本发明的一个方面，提供一种补偿呼吸和心脏运动的诊断成像方法。使用第一成像模式在多个呼吸和心动时相的每个中产生多个心脏图像。将具有共同心动时相但不同呼吸时相的图像变换为在多个心动时相的图像，而所有图像均处于所选择的共同呼吸时相。将具有共同心动时相和所选择的呼吸时相的图像合并为一系列在所述多个心动时相的呼吸被补偿的图像。根据心脏形状和运动模型变换所述一系列的呼吸被补偿的图像，从而在所选择的共同心动时相和所述被选择的共同呼吸时相中产生一系列心脏和呼吸被补偿的图像。这些图像被合并为在所选择的共同心动和呼吸时相的图像。
根据本发明的另一方面，提供一种在诊断图像重建中补偿呼吸和心脏运动的方法。在核成像扫描期间监控对象的呼吸活动，并建立呼吸运动向量。在扫描期间监控对象的心脏活动。根据其呼吸和心动时相两者来重组在所述扫描期间得到的原始图像数据，并将重组的原始数据重建为多个图像。根据所述呼吸运动向量来转换所述图像，并根据心脏形状和运动模型来进一步调整所述图像。然后，合并被转换和被调整的图像。
根据本发明的另一方面，提供一种诊断成像设备。第一模式扫描仪在多个呼吸和心动时相的每一个中产生多个心脏图像。呼吸调整处理器将具有共同心动时相而不同呼吸时相的所述多个图像的图像变换为一系列在所述多个心动时相而在所选择的共同呼吸时相的图像。心脏变换程序根据心脏形状和运动模型变换所述一系列的呼吸被补偿的图像，从而在所选择的心动时相和所选择的共同呼吸时相产生一系列心动和呼吸被补偿的图像。心脏求和程序合并这些图像和所选择的共同心动和呼吸时相。
根据本发明的另一方面，提供一种用于与心脏核成像过程结合使用的图像重建处理器。呼吸调整处理器接收不同呼吸时相和不同心动时相的多个图像，并将所述不同呼吸时相和心动时相的多个图像调整为具有共同呼吸时相而不同心动时相的一系列图像。心脏调整处理器接收所述系列图像，并将所述系列图像调整为共同心动时相，以便产生在共同心动时相和共同呼吸时相的图像。
本发明的一个优点是对呼吸运动的更稳健的估计和校正。
本发明的另一个优点是对心脏运动的更稳健的估计和校正。
本发明的另一个优点在于消除了由于呼吸和心脏运动而导致的空间模糊。
通过阅读和理解以下详细说明，本领域技术人员将理解本发明的其它优点。
附图说明
本发明可以采用各种部件和部件的配置，以及各种步骤和步骤的配置。附图只是用于说明优选实施例的目的，而不够成对本发明的限制。
图1是根据本发明的SPECT/CT的示意性说明；
图2是说明典型呼吸位移的矢量场；
图3是利用迭代重建的SPECT/CT系统的示意性说明；和
图4是在迭代重建期间执行的数据处理的详细流程图。
具体实施方式
人的心脏以预知的方式跳动。在正常活动期间，心脏跳动的速度可以从对象休息时的每秒少于一次改变为在进行剧烈身体运动和/或压力下的大约每秒三次。同样，其运动范围因人而异也不总是完全相同的。通常，当对象被安排进行心脏SPECT成像过程时，医生尝试诊断心动异常，并且这些通常会影响心脏在其周期中表现如何。
因此，进行心脏的初步心脏建模扫描以便建立个性化的心脏形状和运动模型即特定对象的模型。参考图1，为了产生特定对象的心脏形状和运动模型，将对象定位在诊断扫描仪10中。进行建模扫描，在心动周期的几个时相例如5-10个时相捕获图像，并在无呼吸运动衰减的呼吸保持期间收集图像。可替换地，可以采用门控获取或重建来在共同呼吸时相产生心脏图像。在其周期中，这些图像最佳地捕获和显示心肌的移动、旋转、伸张、收缩和变形。有选地，诊断扫描仪10是组合的SPECT/CT扫描仪，并在CT部分执行心脏建模扫描。这允许在对象不移动的情况下连续进行两种类型的诊断扫描。当然，可以考率分开的扫描仪，但是在这种情况下，对象被重新放置和重新定位以便复制心脏建模扫描的位置。执行的建模扫描优选是ECG门控CT扫描。ECG门控确保捕获所需的心脏运动的每个阶段的图像。
优选地，在紧挨着SPECT成像扫描之前进行心脏建模扫描。这是为了保证在从心脏建模扫描到SPECT扫描对象的心脏行为之间的最大一致性。可替换地，可以在不同日进行心脏建模扫描，例如，但是在这种情况下，很有可能心脏行为已经改变。这对具有已知的心脏缺陷的对象是更重要的，因为对象的心脏随着时间改变其活动方式是更有可能的。另外，心脏建模扫描仪并不必须是CT扫描仪，而可以是MRI、超声、多普勒超声或者能从解剖学观点可靠捕获心脏运动的整个范围的任何其它形式。
在进行心脏建模扫描后，模型建立处理器12例如通过使形状模型适应于对不同心动时相重建的个体图像，来使普通心脏形状和运动模型11适于刚刚得到的特定患者的数据。可以采用心脏形状和运动模型的运动部分来引导或调整该自适应过程。然后，从产生稳健估计的适合模型的点对应关系得到特定患者的心肌的运动地图。临床医生识别在心脏处于不同位置的心动周期内的至少八个不同的点。普通模型表示用于普通心脏的期望的位置。通过使普通模型的期望的运动与从心脏建模扫描收集的对象心脏的实际运动相符合，来得到特定患者的心脏模型。优选地，模型说明了对象的心脏在至少八个时相的位置，但是也可考虑更多或更少的时相。采用更少的时相，模型可以不捕获全范围的心脏运动。
然后，将患者特定的形状和运动模型存储在患者模型数据库13中。可以对于不确定的时间长度来存储特定患者心脏模型，以便用于该患者的任意随后的SPECT成像过程可以调用它们。如果患者被指定进行几次SPECT扫描或者心脏的条件改变，可以定期产生新的患者特定模型来代替旧的模型。类似地，可以将存储在数据库13中的模型标记为过期，或者将其完全删除。然而，对旧的患者特定模型建档以便与新的患者特定模型进行比较，作为表示心脏功能随着时间改变的附加诊断工具是有益的。
一旦产生并存储特定患者的心脏模型，对象准备进行SPECT成像过程。如果使用SPECT/CT扫描仪来建立心脏模型，然后患者支撑将感兴趣区域从CT托台部分转移到SPECT托台部分。在扫描的准备中，对象配备有呼吸运动传感器14，诸如安装在横隔膜附近的光学标记器和诸如视频系统的标记器位置监控器。也可以考虑RF系统、声学系统、其它光学系统、气腔系统等。传感器14位于对象的横隔膜附近，用来检测对象的呼吸周期的周期性运动。具体地讲，定位传感器14以便至少最大吸入的位置和最大呼出的位置被检测。优选地，在最大吸入和最大呼出之间的中间检测中间呼吸位置。优选包括两个极端位置的总共三个呼吸位置。如果计数允许，可以产生其它中间呼吸位置。
除了对象与呼吸传感器14连接外，将心脏ECG电极15应用于对象。如果刚刚进行了心脏建模扫描，则对象将已经附接了ECG电极15。一旦心脏和呼吸传感器就位，则对象准备好进行核扫描。在核成像期间，呼吸监控器16跟踪呼吸周期，ECG监控器18跟踪心动周期。
对象被注射放射性物质20。用于核医疗(SPECT和PET)的常用放射性核素包括锝-99m、铊-201、氟-18、铟-111、镓-67、碘-123、碘-131和氙-133。一般来讲，每个放射性核素与用于特定细胞处理的载体分子耦合。对于心肌灌注研究，选择集中于血流中的载体。载体分子倾向于累积在感兴趣的区域，并且放射性核素的衰变提供在感兴趣区域中有关载体的位置和浓度的信息，从而提供血液的位置的信息。在典型的心脏成像中，采用示踪剂，其在良好灌注的肌肉组织中累积。通过检测器阵列22检测核事件。
当在检测器阵列22接收到放射事件时，事件组合处理器24将每个事件分类到合适的面元(bin)26中。在优选实施例中，具有24个事件面元26。这些表示在八个心动周期位置的每个中的三个不同的呼吸周期位置。当接收到事件时，事件组合处理器24记录来自呼吸监控器16的呼吸周期中的点和来自ECG监控器18的心动周期中的点。根据该信息，事件组合处理器24能将每个放射事件分类到其合适的面元26中。作为选择，可以通过采用在呼吸和心动周期中相应点的指示符标记每个事件来实现该组合。也可以非直接地通过事件的坐标时间印记和呼吸和心脏监控器的输出来实现所述标记。
一旦收集了所有需要的事件，重建处理器30将每个面元的事件重建为分离的图像。采用相对高的空间分辨率来重建24个重建图像的每一个，如果计数密度低则噪声可能会高。在其计数被收集的心动和呼吸周期的点中，每个面元基本上是心脏的快照。如果在单一图像中构建所有事件而不采用依赖于周期的组合，则单一图像会由于心脏和呼吸运动而被模糊和降级。
一旦将每个事件面元26中的所有事件重建为图像，调整和合并这些图像。首先，呼吸调整处理器32配准并合并每个心动时相的不同的呼吸组分图像。在优选实施例中，具有用于在呼吸周期中的每个成像点或时相的三个图像：一个表示最大吸入，一个表示最大呼出和一个表示中间呼吸阶段，这三个图像由被呼吸监控器16报告的横隔膜的运动跟踪。由呼吸周期引起的运动基本上是在头-尾方向的所有平移。在八个被成像的心动时相的每个中，除了在头-尾方向的偏移外，三个图像基本上是相同的。呼吸调整处理器32比较三个图像并在图像中确定配准变换即平移、刚性变换或者仿射变换。在所有心动时相，呼吸偏移应该是相同的。在一个实施例中，采用所有心动时相图像来确定共同的刚性变换。可替换地，可以采用一个或几个时相来确定用于所有时相的变换。作为另一个选择，独立确定用于每一时相的变换。例如，呼吸调整处理器22可以采用灰度值差的平方的和作为由于问题的单模特性造成的相似性度量。采用这种方式，呼吸调整处理器32进行呼吸转换，其在最简单的情况下可以是直接来自SPECT图像数据的平移向量34，如图2所示。
在优选实施例中，呼吸调整处理器包括变换最大吸入和最大呼出图像以便与中间图像重叠的变换路径36。可替换地，可以将图像在呼吸周期的其它点中对齐，例如在两极端之一。一旦对齐，通过优选在计数的线性求和中的求和程序(38)合并在八个成像心动时相的每一个中的三个图像。可替换地，如果中间阶段图像由于在移动的较宽范围上被收集而变得更模糊，则可以对最大吸入或最大呼出(或两者)加权。根据呼吸变换而调整和合并在每个成像心动时相内的图像，建立了用于每个心动时相的单一图像，其中，由呼吸导致的空间模糊被去除。因为在每个时相的被合并图像具有更多的计数，例如，多达三倍，其比最初收集的心脏和呼吸门控图像具有更少的噪声。在说明性实施例中，24个图像减少为8个，每个图像都在不同的心动时相中而在相同的呼吸时相中。
对于用于每个心动时相的重建SPECT图像的可比较的信噪比特性，可以选择阈值以便几乎相同数量的SPECT事件落入每个呼吸面元中。为了使以重建SPECT图像的分辨率尺度的、在各个呼吸时间间隔期间的剩余运动模糊最小化，可以在运动是最小的最大吸入和呼出处定义较长的数据收集时间间隔，而在运动较大的中间阶段定义较小的收集时间间隔。这会导致在呼吸面元上不均匀分布的SPECT事件，而一旦图像被组合就恢复最初的信噪比。如果分离的、特定呼吸时相的图像对于诊断目的没有用，这将是有利的。
可替换地，以最快运动区域的某些SPECT事件计数为代价，由于其具有最高的剩余变化，所以可以消除或极大地限制中间呼吸时相。这样，仅仅最大吸入和呼出(以及可以是一个或多个未被模糊的中间呼吸阶段)能够被获得、变换和求和。
在说明性实施例中将24个图像合并为8个心动时相图像后，剩余的八个图像可以被合并为单一SPECT图像。继续参考图1，操作者在用户界面40指定他/她想在最终图像中看到心动周期的哪个点。可替换地，可以采用参考时相作为缺省。当已经建立八个(合并呼吸的)心动时相图像时，心脏调整处理器42从心脏模型数据库13检索最新的特定患者的心脏模型。心脏调整处理器42识别八个图像(如果有的话)中的哪一个与用户数据的心动时相相符合。心脏调整处理器包括分析特定患者的心脏模型以便产生将每个心动时相图像变换为用户选择时相的变换的程序44。该变换典型地包括心动时相图像平移、旋转、放大(或缩小)、求和以及变形，以便将它们与被选择的时相对准。
更具体地，心脏调整处理器42的变换产生程序44首先产生SPECT图像数据与特定患者的心脏形状和运动模型的点对点对应。这里，配准与所选择的心动时相相对应的特定患者的心脏形状模型或者与用于同一心动时相的呼吸运动补偿的SPECT图像对准，以便建立点的对应关系。刚性变换足以用于这项任务，如果两次扫描的几何图像是正确的(未按比例调整、剪切或变形)。然后，将从心脏建模扫描得到的特定患者的运动地图应用到在不同心动时相的呼吸运动补偿的SPECT图像中的相应点。来自特定患者的运动模型的运动向量域被插入，以便确定对重建的(和呼吸平均的)SPECT图像的每个象素的从它的实际时相到所选择心动时相的运动向量域的逆。变换程序46在每个心动时相图像上操作，以便将其变换到所选择的心动时相，以及合并程序48对在所选择的时相内的被变换的心动时相图像进行合并例如求和。当然，加权地合并被变换的图像。例如，变换最少的图像可比变换最多的图像被更多地加权。
由于CT(或其它模式)数据被采用，存在在SPECT图像中不可用的其它解剖结构的呈现。这提供了更多的参考点，用来测量心脏的运动。
该处理有效地去除了由于心脏和呼吸周期造成的运动的所有成分。一旦图像被对齐，它们被合并为单一诊断图像。可替换地，心脏调整处理器可以对多个所选择的心动时相执行上述处理。这样，用户可以具有组合格式的任意数量的心动时相，或者被合并图像的电影呈现。
呼吸调整处理器32和心脏调整处理器42可以在单个计算机内被定义，或者分布在各种处理模块中。
一旦得到合并的SPECT图像，其在用户界面40或者可替换地在分离的输出设备50诸如专用监视器、掌上设备、硬拷贝打印输出、e-mail帐户、内部网web服务器等等上被呈现给用户。全部的图像也被存储在图像档案52中，用于在以后的时间方便的调用和研究。
如前所述，已经采用在三个呼吸时相的每个中内、在八个呼吸时相的24个面元描述了说明性实施例，但是面元的数量以及心动和呼吸时相的数量可以更多或更少。其并不旨在使心动周期限于八个段，也不使心动周期限于三个段。
在可替换的实施例中，呼吸调整处理器32和心脏调整处理器42可以被图3和图4所述的迭代重建处理器代替。当前的图像估计60根据三个呼吸变换36和八个心脏变换46来被变换，从而产生总共24个图像估计64。然后，这些图像估计被投影，从而产生24个投影估计68，然后，将其与在24个时间面元26内的测得的投影进行比较，从而产生24个比率72。这些比率72被重建，从而产生24个更新因子76，应用相反的呼吸和心脏变换80，并对结果求和，从而产生总更新因子84。如果满足停止条件88，(例如，完成最大数量的迭代，或者最新因子中的改变小于某一容差)，当前的图像60是最终的图像。如果不满足停止条件88，产生92新的图像估计，并且处理继续进行。
在可替换实施例中，不进行初步扫描来产生特定患者的心脏运动模型。作为替代，采用普通心脏运动模型。该实施例以个体化的数据为代价，具有消除了初步扫描的优点。该方法能产生具有较低的精度的较快结果。
在这种实施例中，根据足够大量的患者建立数据库是有利的。在某些实施例中，可以采用特定患者的当前扫描作为在患者池中的其它患者，从而允许基于更多人口的数据更新。采用具有固定数量的门的门控采集得到数据库。理论上，采用的门的数量与特定的当前研究相匹配，尽管也可以采用合并的门和其它这种方法。可以在不同时间和位置得到数据库，并可以采用不同的成像设备。例如，在高分辨率系统上成像用于数据库的背景患者是有利的，这在当前研究的情况是不可用的。
在采集之后，图像数据被重建用于每个门并通过将每个门映射到参考门来估计变换矩阵。对于上述方法的任意一种，可以采用原理组分分析(PCA)、群集算法或者任何其它可接受的方法形成变换矩阵。
一旦已经得到数据库，当前的研究可以采用数据库来校正运动。对于当前研究，得到门控的图像数据并将门控的图像数据重建为各个单独的门控图像。然后，可以采用估计的变换矩阵来估计在门控图像之间的变换。对于PCA，这可以用公式表示如下：
采用Tpatient表示将被估计的变换矩阵，和以Ti表示在数据库中被估计的变换矩阵的PCA基，然后Tpatient可以写为：
因此，仅仅扩展系数λi必须根据患者数据(而不是变换矩阵本身)来估计。假设小数量的扩展系数(例如3-5或者甚至更小)足够用来表示要被估计的变换矩阵。此外，可以调整扩展项的数量为获取的计数统计。例如，在十分低的计数统计的情况下，只有一个扩展项是合适的。如果更多的数据变得可用，则可以增大系数的数量。
对于群集算法，任务是找到与要被估计的变换矩阵最相似的变换矩阵的群，并采用该群的代表作为用于未知变换矩阵的估计。
一旦已经估计了被估计的变换矩阵，可以校正图像数据来补偿运动。在该说明性方法中，减小来自新的患者数据的要被估计的参数的数量。另外，由于采用来自背景患者数据库的信息，所以可以采用具有相对低的计数统计的方法。因此，可以增大门的数量，从而允许更细的时间分辨率用于对运动周期进行建模。
在某些实施例中，可以从高分辨率的扫描构建特定患者的心脏运动模型，而不用合并普通心脏模型。在该实施例中，在每个时相进行相应点的映射。手动映射过程是劳动密集型的，但是可以十分精确。
在其它实施例中，采用多普勒超声来产生由于呼吸造成的心脏运动的直接运动向量域。在另一个实施例中，在核扫描后进行心脏建模扫描。
应该理解，在该应用中描述的运动补偿不限于心脏，而心脏运动仅仅是说明性示例。例如，可以采用上述方法考虑呼吸运动，从而提供用于任何器官或感兴趣区域的变换矩阵。在采用运动模型数据库的实施例中，可以只基于呼吸运动或与感兴趣区域例如心脏的局部运动结合来填充数据库。因此，可以得到用于每个个体的感兴趣区域的数据库。
用于采用上述方法的系统的其它可选特征可以是允许医生在不同的运动补偿选项之间进行选择的用户界面。例如，用户界面允许“传统的”门控运动补偿，基于特定患者模型的运动补偿，或者基于通用数据库的运动补偿。这些方法的任何一种可以只考虑呼吸运动或者与心脏收缩运动补偿结合。应该理解，在此描述的方法还可以应用与其它生理运动，包括但不限于蠕动。在允许用户选择运动补偿方法的实施例中，例如，通过具有图标或者下拉列表的指示，用户界面可以提供所需运动补偿方法的选择。
已经参考优选实施例描述了本发明。通过阅读和理解上述详细说明，可以进行改进和改变。其旨在构建本发明包括所有这种改进和改变，而它们均落入所附权利要求或其等同物的范围内。
Claims (9)
1.一种补偿呼吸和心脏运动的诊断成像方法，包括：
使用第一成像模式产生在多个心动时相的每个中的对象的心脏图像；
使普通心脏形状和运动模型适合于所产生的心脏图像，以便产生特定对象的心脏形状和运动模型；
使用第二成像模式在多个呼吸时相和多个心动时相的每个中产生多个心脏图像；
将具有共同心动时相和不同呼吸时相的所述多个心脏图像的图像变换为在多个心动时相和在一个被选择的共同呼吸时相的一系列呼吸被补偿的图像；
根据特定对象的心脏形状和运动模型变换所述一系列的呼吸被补偿的图像，从而在所选择的共同心动时相和所选择的共同呼吸时相中产生一系列心动和呼吸被补偿的图像；和
合并在所选择的共同心动时相和所选择的共同呼吸时相中的所述一系列心动和呼吸被补偿的图像。
2.根据权利要求1的方法，其中，所述第二成像模式是核。
3.根据权利要求1或2的方法，其中，所述第一成像模式是心脏门控CT。
4.根据权利要求3的方法，其中，利用第一成像模式所产生的图像是根据在单个呼吸保持期间收集的CT数据而产生的。
5.根据权利要求1的方法，其中，利用第一成像模式所产生的图像是在共同呼吸时相中。
6.根据权利要求1的方法，其中，利用第二成像模式所产生的多个心脏图像包括在N个心动时相和M个呼吸时相的每一个中的图像，其中，N和M是复数的整数，从而所述利用第二成像模式所产生的多个心脏图像包括N×M个图像。
7.根据权利要求6的方法，其中，所述M个呼吸时相包括最大吸入时相和最大呼出时相。
8.根据权利要求1的方法，其中，利用第二成像模式所产生的多个心脏图像包括：
采用心脏和呼吸门控来获取数据；和
将具有共同呼吸和心动时相的数据重建为利用第二成像模式所产生的多个心脏图像。
9.一种补偿呼吸和心脏运动的诊断成像设备，包括：
用于使普通心脏形状和运动模型适合于在多个心动时相的每个中的对象的心脏图像，以便产生特定对象的心脏形状和运动模型的装置，其中，所述对象的心脏图像是使用第一成像模式产生的；
用于将具有共同心动时相和不同呼吸时相的多个心脏图像的图像变换为在多个心动时相和在所选择的共同呼吸时相的一系列呼吸被补偿的图像的装置，其中，使用第二成像模式在多个呼吸时相和多个心动时相的每个中产生所述多个心脏图像；
用于根据特定对象的心脏形状和运动模型变换所述一系列的呼吸被补偿的图像，从而在所选择的共同心动时相和一个被选择的共同呼吸时相中产生一系列心动和呼吸被补偿的图像的装置；和
用于合并在所选择的共同心动时相和所选择的共同呼吸时相中的所述一系列心动和呼吸被补偿的图像的装置。
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