JP2001212136A - 投影データを用いて心運動を評価する方法及び装置 - Google Patents
投影データを用いて心運動を評価する方法及び装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 収集されたＣＴ投影データを用い、しかもＥ
ＫＧ装置を使用する必要なく心運動を評価する方法及び
装置を提供する。 【構成】 共役データサンプルが得られるようにＣＴイ
メージングシステムで被写体を走査し、得られた共役デ
ータサンプルを分析して被写体のオーバーラップした動
かない部分を表すデータを取り除き、分析された共役デ
ータサンプルから心運動を評価する。
ＫＧ装置を使用する必要なく心運動を評価する方法及び
装置を提供する。 【構成】 共役データサンプルが得られるようにＣＴイ
メージングシステムで被写体を走査し、得られた共役デ
ータサンプルを分析して被写体のオーバーラップした動
かない部分を表すデータを取り除き、分析された共役デ
ータサンプルから心運動を評価する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、広義には、動く物
体ないしは撮像対象のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）に
よる撮像方法及び装置に関し、より詳しくは、患者の心
臓のＣＴ撮像方法及び装置に関する。
体ないしは撮像対象のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）に
よる撮像方法及び装置に関し、より詳しくは、患者の心
臓のＣＴ撮像方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】少なくとも１つの周知のコンピュータ断
層撮影（ＣＴ）法によるイメージングシステムの構成に
おいては、Ｘ線源は、一般に「撮像平面」と呼ばれるデ
カルト座標系のＸＹ平面内に広がるようにコリメートさ
れる扇型ビームを投射する。Ｘ線ビームは患者のような
撮像される撮像対象を透過する。ビームは、撮像対象に
よって減衰した後、放射線検出器アレイに入射する。検
出器アレイで受け取られる減衰ビーム放射の強度は、撮
像対象によるＸ線ビームの減衰量によって決まる。検出
器アレイの各素子は、検出器の位置におけるビーム減衰
の測定値である互いに別個の電気信号を発生する。全て
の検出器からの測定減衰量はそれぞれ別々に収集されて
透過プロファイルが作り出される。
層撮影（ＣＴ）法によるイメージングシステムの構成に
おいては、Ｘ線源は、一般に「撮像平面」と呼ばれるデ
カルト座標系のＸＹ平面内に広がるようにコリメートさ
れる扇型ビームを投射する。Ｘ線ビームは患者のような
撮像される撮像対象を透過する。ビームは、撮像対象に
よって減衰した後、放射線検出器アレイに入射する。検
出器アレイで受け取られる減衰ビーム放射の強度は、撮
像対象によるＸ線ビームの減衰量によって決まる。検出
器アレイの各素子は、検出器の位置におけるビーム減衰
の測定値である互いに別個の電気信号を発生する。全て
の検出器からの測定減衰量はそれぞれ別々に収集されて
透過プロファイルが作り出される。
【０００３】周知の第３世代のＣＴシステムでは、Ｘ線
源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが撮像対象と交わる
角度が一定して変化するよう撮像平面内でガントリーと
共に撮像対象の回りに回転される。１つのガントリー角
における検出器アレイからの一群のＸ線減衰測定値、す
なわち投影データは「ビュー」と呼ばれる。撮像対象の
「走査」は、Ｘ線源及び検出器が１回転する間にいくつ
かの異なるガントリー角、すなわち写角で得られる１組
のビューよりなる。軸方向走査（アキシャルスキャン）
においては、投影データを処理することによって、撮像
対象を通して得られる２次元スライスに相当する画像が
形成される。１組の投影データからの画像を再生する一
つの方法として、当技術分野においてフィルタ補正逆投
影法と呼ばれる方法がある。このプロセスは、走査から
の測定減衰量を「ＣＴ数」あるいは「ハウンズフィール
ド・単位」と呼ばれる整数に変換し、これらの整数を用
いてブラウン管表示装置上の対応する画素の輝度を制御
するものである。
源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが撮像対象と交わる
角度が一定して変化するよう撮像平面内でガントリーと
共に撮像対象の回りに回転される。１つのガントリー角
における検出器アレイからの一群のＸ線減衰測定値、す
なわち投影データは「ビュー」と呼ばれる。撮像対象の
「走査」は、Ｘ線源及び検出器が１回転する間にいくつ
かの異なるガントリー角、すなわち写角で得られる１組
のビューよりなる。軸方向走査（アキシャルスキャン）
においては、投影データを処理することによって、撮像
対象を通して得られる２次元スライスに相当する画像が
形成される。１組の投影データからの画像を再生する一
つの方法として、当技術分野においてフィルタ補正逆投
影法と呼ばれる方法がある。このプロセスは、走査から
の測定減衰量を「ＣＴ数」あるいは「ハウンズフィール
ド・単位」と呼ばれる整数に変換し、これらの整数を用
いてブラウン管表示装置上の対応する画素の輝度を制御
するものである。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】従来のコンピュータ断
層撮影（ＣＴ）の心臓診断用途への応用は、石灰化スコ
アリング法及び位相コード化心運動画像再構成法の開発
成功の結果、最近大きな関心が得られるようになった。
これらのどちらの開発技術でも、ＥＫＧ信号の使用がプ
ロセスの不可欠な部分になっており、患者及びスキャナ
をＥＫＧ（心電図）モニタ装置に接続しなければならな
い。このような手法には多くの短所がある。まず第１
に、ＥＫＧ装置の使用は余分な検査費用の負担につなが
る。第２には、ＥＫＧのリード線の取り付け・取り外し
は時間がかかり、また厄介である。第３には、ＥＫＧに
よって得られる電気信号は、患者間に遅延のばらつきが
あるため、心臓の機械的な運動とは正確に一致しないと
いうことがよく知られている。
層撮影（ＣＴ）の心臓診断用途への応用は、石灰化スコ
アリング法及び位相コード化心運動画像再構成法の開発
成功の結果、最近大きな関心が得られるようになった。
これらのどちらの開発技術でも、ＥＫＧ信号の使用がプ
ロセスの不可欠な部分になっており、患者及びスキャナ
をＥＫＧ（心電図）モニタ装置に接続しなければならな
い。このような手法には多くの短所がある。まず第１
に、ＥＫＧ装置の使用は余分な検査費用の負担につなが
る。第２には、ＥＫＧのリード線の取り付け・取り外し
は時間がかかり、また厄介である。第３には、ＥＫＧに
よって得られる電気信号は、患者間に遅延のばらつきが
あるため、心臓の機械的な運動とは正確に一致しないと
いうことがよく知られている。
【０００５】従って、収集されたＣＴ投影データを用い
て、しかもＥＫＧ装置を使用する必要なく心運動を評価
する方法及び装置が提供されるならば、それは望ましい
ことである。
て、しかもＥＫＧ装置を使用する必要なく心運動を評価
する方法及び装置が提供されるならば、それは望ましい
ことである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】従って、本発明は、一実
施態様として、ＣＴイメージングシステムを用いて患者
等の撮像対象の一部分の運動を評価する方法にある。本
発明のこの方法は、共役データサンプルが得られるよう
にＣＴイメージングシステムで撮像対象を走査するステ
ップと、得られた共役データサンプルを分析して撮像対
象のオーバーラップ部分、動かない部分を表すデータを
取り除くステップと、分析された共役データサンプルか
ら心運動を評価するステップとよりなる。
施態様として、ＣＴイメージングシステムを用いて患者
等の撮像対象の一部分の運動を評価する方法にある。本
発明のこの方法は、共役データサンプルが得られるよう
にＣＴイメージングシステムで撮像対象を走査するステ
ップと、得られた共役データサンプルを分析して撮像対
象のオーバーラップ部分、動かない部分を表すデータを
取り除くステップと、分析された共役データサンプルか
ら心運動を評価するステップとよりなる。
【０００７】上記本発明の方法を用いて心運動を評価す
る場合、そのような評価を行うためのＥＫＧ装置は全く
不要である。
る場合、そのような評価を行うためのＥＫＧ装置は全く
不要である。
【０００８】
【発明の実施の形態】図１及び２を参照して、図示のコ
ンピュータ断層撮影法（ＣＴ）イメージングシステム１
０は「第３世代」のＣＴスキャナーを代表するガントリ
ー１２を有する。ガントリー１２は、検出器アレイ１８
に向けてＸ線ビーム１６を投射するＸ線源１４を有す
る。検出器アレイ１８は、撮像対象２２（例えば内科患
者）を透過する投射Ｘ線を全体で検知するいくつかの検
出器素子２０によって構成されている。検出器アレイ１
８は、シングルスライスあるいはマルチスライス構成と
して製造することができる。各検出器素子２０は、入射
Ｘ線ビームの強度、従って患者２２を透過する際に生じ
るビームの減衰量を表わす電気信号を発生する。Ｘ線投
影データを収集するための走査時には、ガントリー１２
及びこれに取り付けられたコンポーネントが回転の中心
２４の回りを回転する。
ンピュータ断層撮影法（ＣＴ）イメージングシステム１
０は「第３世代」のＣＴスキャナーを代表するガントリ
ー１２を有する。ガントリー１２は、検出器アレイ１８
に向けてＸ線ビーム１６を投射するＸ線源１４を有す
る。検出器アレイ１８は、撮像対象２２（例えば内科患
者）を透過する投射Ｘ線を全体で検知するいくつかの検
出器素子２０によって構成されている。検出器アレイ１
８は、シングルスライスあるいはマルチスライス構成と
して製造することができる。各検出器素子２０は、入射
Ｘ線ビームの強度、従って患者２２を透過する際に生じ
るビームの減衰量を表わす電気信号を発生する。Ｘ線投
影データを収集するための走査時には、ガントリー１２
及びこれに取り付けられたコンポーネントが回転の中心
２４の回りを回転する。
【０００９】ガントリー１２の回転及びＸ線源１４の動
作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御さ
れる。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電源及びタイミン
グ信号を供給するＸ線コントローラ２８、及びガントリ
ー１２の回転速度及び位置を制御するガントリーモータ
・コントローラ３０を有する。また、制御機構２６に設
けられたデータ収集システム（ＤＡＳ）３２は検出器素
子２０からのアナログデータをサンプリングして、その
データを後段で処理されるディジタル信号に変換する。
画像再構成装置３４はＤＡＳ３２からのサンプリングさ
れディジタル化されたＸ線データを受け取り、高速画像
再構成を行う。再構成された画像は、入力としてコンピ
ュータ３６に供給され、コンピュータ３６はその画像を
大容量記憶装置３８に保存する。
作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御さ
れる。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電源及びタイミン
グ信号を供給するＸ線コントローラ２８、及びガントリ
ー１２の回転速度及び位置を制御するガントリーモータ
・コントローラ３０を有する。また、制御機構２６に設
けられたデータ収集システム（ＤＡＳ）３２は検出器素
子２０からのアナログデータをサンプリングして、その
データを後段で処理されるディジタル信号に変換する。
画像再構成装置３４はＤＡＳ３２からのサンプリングさ
れディジタル化されたＸ線データを受け取り、高速画像
再構成を行う。再構成された画像は、入力としてコンピ
ュータ３６に供給され、コンピュータ３６はその画像を
大容量記憶装置３８に保存する。
【００１０】また、コンピュータ３６は、キーボードを
有するコンソール４０を介してオペレータからコマンド
及び走査パラメータを受け取る。コンピュータ３６に
は、オペレータがコンピュータ３６からの再構成画像及
びその他のデータを観察できるようにブラウン管表示装
置４２が接続されている。コンピュータ３６は、オペレ
ータが供給するコマンドとパラメータを用いてＤＡＳ３
２、Ｘ線コントローラ２８及びガントリーモータ・コン
トローラ３０に制御信号及び情報を供給する。さらに、
コンピュータ３６は、テーブル４６を制御して、ガント
リー１２中の患者２２の位置を決めるため、テーブルモ
ータ・コントローラ４４の動作を制御する。特に、テー
ブル４６は、患者２２の身体部分をガントリー開口部４
８を通して移動させる。
有するコンソール４０を介してオペレータからコマンド
及び走査パラメータを受け取る。コンピュータ３６に
は、オペレータがコンピュータ３６からの再構成画像及
びその他のデータを観察できるようにブラウン管表示装
置４２が接続されている。コンピュータ３６は、オペレ
ータが供給するコマンドとパラメータを用いてＤＡＳ３
２、Ｘ線コントローラ２８及びガントリーモータ・コン
トローラ３０に制御信号及び情報を供給する。さらに、
コンピュータ３６は、テーブル４６を制御して、ガント
リー１２中の患者２２の位置を決めるため、テーブルモ
ータ・コントローラ４４の動作を制御する。特に、テー
ブル４６は、患者２２の身体部分をガントリー開口部４
８を通して移動させる。
【００１１】本発明は、心臓の走査、すなわち撮像対象
運動の主発生源が患者２２の心臓５０である場合に効果
的であり、特に患者の息止め中での軸方向走査モードで
の効果が大きい。従って、撮像対象または患者２２はイ
メージングシステム１０によって走査されて、投影角が
πあるいは２πずつ異なる共役データサンプルを含むデ
ータサンプルが収集される。これらの共役投影サンプル
を分析することによってオーバーラップした身体組織
（患者２２の肋骨５２や胸壁５４など）の部分が全て取
り除かれ、分析されたサンプルから撮像対象あるいは患
者２２の画像が再構成される。一実施形態においては、
共役データサンプルの差が求められる。その差として残
ったデータサンプルは心運動から生じる差信号を表わ
し、これを用いて心運動が評価される。
運動の主発生源が患者２２の心臓５０である場合に効果
的であり、特に患者の息止め中での軸方向走査モードで
の効果が大きい。従って、撮像対象または患者２２はイ
メージングシステム１０によって走査されて、投影角が
πあるいは２πずつ異なる共役データサンプルを含むデ
ータサンプルが収集される。これらの共役投影サンプル
を分析することによってオーバーラップした身体組織
（患者２２の肋骨５２や胸壁５４など）の部分が全て取
り除かれ、分析されたサンプルから撮像対象あるいは患
者２２の画像が再構成される。一実施形態においては、
共役データサンプルの差が求められる。その差として残
ったデータサンプルは心運動から生じる差信号を表わ
し、これを用いて心運動が評価される。
【００１２】各投影では、扇形Ｘ線ビーム１６を用い、
ある時間間隔で互いにπだけ異なる共役投影光線が得ら
れる。例えば、図３を参照して、Ｘ軸及びＹ軸はガント
リー１２の回転軸に対して垂直であり、線源１４は検出
器１８にＸ線ビーム１６を投射する。図３において、β
は投影角を表わし、γは検出器角を表わし、γｍは最大
検出器角である。検出器角γは、ある投影のいずれかの
光線（Ｘ線）が同じ投影のアイソレイ（中心光線）Ｒに
対してのなす角であり、（γ，β）の光線に対する共役
光線は（−γ，β＋π−２γ）である。−γｍ＜γ＜γ
ｍでは、対応するβは（β＋π−２γｍ，β＋π＋２γ
ｍ）の範囲内で変化し、これは約１／８回転に相当する
４γｍの投影角範囲になる。従って、１．０秒の走査速
度を用いた実施形態の場合、０．１２５秒の時間間隔に
わたって共役光線が収集される。この期間中に心臓５０
の有意な心運動が検出される。また、β＝γｍ−γの光
線に沿った共役サンプルの収集中にも有意な心運動が検
出される。別の実施形態中では、より速い走査速度が使
用される。例えば、０．５秒の走査速度を用いると、共
役サンプルは６２．５ミリ秒の期間で収集され、これは
心運動周期の一部を表す期間である。
ある時間間隔で互いにπだけ異なる共役投影光線が得ら
れる。例えば、図３を参照して、Ｘ軸及びＹ軸はガント
リー１２の回転軸に対して垂直であり、線源１４は検出
器１８にＸ線ビーム１６を投射する。図３において、β
は投影角を表わし、γは検出器角を表わし、γｍは最大
検出器角である。検出器角γは、ある投影のいずれかの
光線（Ｘ線）が同じ投影のアイソレイ（中心光線）Ｒに
対してのなす角であり、（γ，β）の光線に対する共役
光線は（−γ，β＋π−２γ）である。−γｍ＜γ＜γ
ｍでは、対応するβは（β＋π−２γｍ，β＋π＋２γ
ｍ）の範囲内で変化し、これは約１／８回転に相当する
４γｍの投影角範囲になる。従って、１．０秒の走査速
度を用いた実施形態の場合、０．１２５秒の時間間隔に
わたって共役光線が収集される。この期間中に心臓５０
の有意な心運動が検出される。また、β＝γｍ−γの光
線に沿った共役サンプルの収集中にも有意な心運動が検
出される。別の実施形態中では、より速い走査速度が使
用される。例えば、０．５秒の走査速度を用いると、共
役サンプルは６２．５ミリ秒の期間で収集され、これは
心運動周期の一部を表す期間である。
【００１３】１．０秒の走査速度を用いた一実施形態に
おいては、互いに２πを隔てた共役サンプルが用いられ
る。この実施形態では、１回の投影に対応する共役サン
プルセットが次のもう１回の投影のサンプルセットにな
る。従って、互いに共役な両方のサンプルセットが非常
に短期間で収集される。各投影の中では、心運動は無視
されるほどに非常に小さい。
おいては、互いに２πを隔てた共役サンプルが用いられ
る。この実施形態では、１回の投影に対応する共役サン
プルセットが次のもう１回の投影のサンプルセットにな
る。従って、互いに共役な両方のサンプルセットが非常
に短期間で収集される。各投影の中では、心運動は無視
されるほどに非常に小さい。
【００１４】図４を参照すると、動物実験で得られたガ
ントリー４回転に対応する（前処理及び較正後の）差分
投影データを表わす画像５６が示されている。この図
で、ビューは水平軸に沿って変化する。また、検出器素
子２０の位置（異なるＤＡＳチャンネルに対応する）は
縦軸に沿って変化する。この研究の実験では、１．０秒
の走査速度で豚を走査し、ＥＫＧ信号を記録した。豚の
心拍数は毎分約１００拍で、通常人間の心拍数より著し
く高い。画像５６には、他の全てのオーバーラップする
組織を取り除いて、豚の心臓のサイノグラム５８がはっ
きり示されている。互いに２π離れた角における投影デ
ータは互いに異なる瞬間に別々に収集されるので、収集
結果は、光子束の変動、データ収集精度及び較正不足に
よる誤差を生じやすい。これらの誤差は画像中で縦縞６
０として観察される。
ントリー４回転に対応する（前処理及び較正後の）差分
投影データを表わす画像５６が示されている。この図
で、ビューは水平軸に沿って変化する。また、検出器素
子２０の位置（異なるＤＡＳチャンネルに対応する）は
縦軸に沿って変化する。この研究の実験では、１．０秒
の走査速度で豚を走査し、ＥＫＧ信号を記録した。豚の
心拍数は毎分約１００拍で、通常人間の心拍数より著し
く高い。画像５６には、他の全てのオーバーラップする
組織を取り除いて、豚の心臓のサイノグラム５８がはっ
きり示されている。互いに２π離れた角における投影デ
ータは互いに異なる瞬間に別々に収集されるので、収集
結果は、光子束の変動、データ収集精度及び較正不足に
よる誤差を生じやすい。これらの誤差は画像中で縦縞６
０として観察される。
【００１５】これらの誤差を防ぐために、差分信号につ
いてさらに別の処理が行われた。一般に、心臓は、図２
に示すようなエッジセル（すなわち検出器１８の端部に
ある検出器素子６２）から離して、ビューの中心部位付
近にくるように位置決めされる。患者２２の心臓がこれ
らのエッジセルから離れて中心幅４５ｃｍのビュー内に
入るように、患者２２をテーブル４６上で位置決めする
ことは比較的簡単である。従って、検出器１８の両端部
のエッジセルには心運動の影響が入り込まないはずであ
る。
いてさらに別の処理が行われた。一般に、心臓は、図２
に示すようなエッジセル（すなわち検出器１８の端部に
ある検出器素子６２）から離して、ビューの中心部位付
近にくるように位置決めされる。患者２２の心臓がこれ
らのエッジセルから離れて中心幅４５ｃｍのビュー内に
入るように、患者２２をテーブル４６上で位置決めする
ことは比較的簡単である。従って、検出器１８の両端部
のエッジセルには心運動の影響が入り込まないはずであ
る。
【００１６】図５に関連する一実施形態は、差分信号評
価法によって誘導されたバイアスを求めるため、これら
のエッジセルの出力平均を用いたものである。図５は、
図４の差分投影データの画像を、バイアス補正を用いる
実施形態で処理した後の画像である。この実施形態の中
で使用されたバイアス補正は、検出器アレイ１８の両側
にある２１チャンネルについて平均を取り、その平均を
用いて各ビュー毎に直流バイアスを求めた。その後、直
流バイアスを一時に１ビューずつ差分データ信号から減
じた。その結果、図４に現われた縦縞６０はほとんど全
て除去された。
価法によって誘導されたバイアスを求めるため、これら
のエッジセルの出力平均を用いたものである。図５は、
図４の差分投影データの画像を、バイアス補正を用いる
実施形態で処理した後の画像である。この実施形態の中
で使用されたバイアス補正は、検出器アレイ１８の両側
にある２１チャンネルについて平均を取り、その平均を
用いて各ビュー毎に直流バイアスを求めた。その後、直
流バイアスを一時に１ビューずつ差分データ信号から減
じた。その結果、図４に現われた縦縞６０はほとんど全
て除去された。
【００１７】他の実施形態においては、他のバイアス補
償方法が用いられた。例えば、一実施形態においては、
直流バイアスを求めたのと同様の方法で倍率が求めら
れ、その倍率を用いて各投影が逓倍された。全てのビュ
ーについて、２１のエッジ検出器チャンネルＳｉの平均
ＳＡＶが求められた。各投影ビューｉについて２１本の
エッジ検出チャンネルの平均Ｓｉを求めると、そのビュ
ーの倍率はＳＡＶ／Ｓｉとなる。
償方法が用いられた。例えば、一実施形態においては、
直流バイアスを求めたのと同様の方法で倍率が求めら
れ、その倍率を用いて各投影が逓倍された。全てのビュ
ーについて、２１のエッジ検出器チャンネルＳｉの平均
ＳＡＶが求められた。各投影ビューｉについて２１本の
エッジ検出チャンネルの平均Ｓｉを求めると、そのビュ
ーの倍率はＳＡＶ／Ｓｉとなる。
【００１８】一実施形態においては、差分画像が再構成
された後、心運動徴候（シグナチャ）波形が求められ
る。例えば、各ビューの平均差分データ信号が心運動の
量を示す指標として使用される。図６には、求められた
心運動徴候波形６４とこれに対応するＥＫＧ信号６６と
が対比して示されている。心運動徴候波形６４の評価は
ＣＴ投影データに基づいて行われる。図６は、心運動徴
候波形６４とＥＫＧ信号６６との間に非常に正確で安定
した対応関係が達成されていることを示しており、これ
によって心運動の投影画像評価によりＥＫＧ信号６６の
適切な代替手段が得られることが実証されている。
された後、心運動徴候（シグナチャ）波形が求められ
る。例えば、各ビューの平均差分データ信号が心運動の
量を示す指標として使用される。図６には、求められた
心運動徴候波形６４とこれに対応するＥＫＧ信号６６と
が対比して示されている。心運動徴候波形６４の評価は
ＣＴ投影データに基づいて行われる。図６は、心運動徴
候波形６４とＥＫＧ信号６６との間に非常に正確で安定
した対応関係が達成されていることを示しており、これ
によって心運動の投影画像評価によりＥＫＧ信号６６の
適切な代替手段が得られることが実証されている。
【００１９】図６の画像生成に際しては、各ビューの平
均信号のみが心運動指標として使用された。別の実施形
態においては、他の運動指標を使用することが可能であ
る。例えば、各ビュー内の最大変動と最小変動を用いて
心運動を示すことが可能である。
均信号のみが心運動指標として使用された。別の実施形
態においては、他の運動指標を使用することが可能であ
る。例えば、各ビュー内の最大変動と最小変動を用いて
心運動を示すことが可能である。
【００２０】一実施形態においては、図５に示すような
再構成された差分画像６８を用いて投影空間あるいは画
像空間内の患者２２の心臓５０の位置が自動的に同定あ
るいは識別される。収集されたデータにしきい値を適用
することにより、投影内の心臓５０が他の部位とはっき
り区別して認識される。図５ではっきり見ることができ
るように、有意な指示記録が認められる唯一の部位７０
が心臓５０である。差分画像６８の輝度があらかじめ定
められたしきい値より高いビュー７２を心臓部位７０と
特定することによって、心臓５０の左右のエッジ７４及
び７６を投影内でそれぞれ他と区別して認識される。各
ビュー毎に心臓投影境界７４、７６を取り込むことによ
って、心臓５０の境界評価の不正確さがさらに低減され
る。これらの不正確をさらに縮小するために、心臓境界
内の差分画像中の部位に平均信号計算に先立って加重関
数が乗ぜられる。この加重関数は、心臓のエッジ付近で
は重みをより小さくし、心臓の内部ではより大きい重み
を与えるものである。投影６８で境界７４、７６が識別
されたならば、画像中の対応する心臓部位７０が識別さ
れ、駆出率、対比分析等のような他の心画像分析のため
に利用される。一実施例においては、心臓部位７０のみ
に焦点を当て、心臓以外の撮像対象の影響を完全に排除
することにより、心徴候導出を一層正確にするために境
界識別が用いられる。
再構成された差分画像６８を用いて投影空間あるいは画
像空間内の患者２２の心臓５０の位置が自動的に同定あ
るいは識別される。収集されたデータにしきい値を適用
することにより、投影内の心臓５０が他の部位とはっき
り区別して認識される。図５ではっきり見ることができ
るように、有意な指示記録が認められる唯一の部位７０
が心臓５０である。差分画像６８の輝度があらかじめ定
められたしきい値より高いビュー７２を心臓部位７０と
特定することによって、心臓５０の左右のエッジ７４及
び７６を投影内でそれぞれ他と区別して認識される。各
ビュー毎に心臓投影境界７４、７６を取り込むことによ
って、心臓５０の境界評価の不正確さがさらに低減され
る。これらの不正確をさらに縮小するために、心臓境界
内の差分画像中の部位に平均信号計算に先立って加重関
数が乗ぜられる。この加重関数は、心臓のエッジ付近で
は重みをより小さくし、心臓の内部ではより大きい重み
を与えるものである。投影６８で境界７４、７６が識別
されたならば、画像中の対応する心臓部位７０が識別さ
れ、駆出率、対比分析等のような他の心画像分析のため
に利用される。一実施例においては、心臓部位７０のみ
に焦点を当て、心臓以外の撮像対象の影響を完全に排除
することにより、心徴候導出を一層正確にするために境
界識別が用いられる。
【００２１】心臓信号が得られた後、一実施形態におい
てはは、画像上に対するノイズの影響がさらに低減され
る。このようなノイズ低減は、例えばローパスフィルタ
法またはカーブフィッティング法によって達成される。
カーブフィッティングによって徴候曲線を得ると、それ
らのフィッティングを行った曲線及びフィッティングパ
ラメータを用いることにより心臓の位相及び周期性を識
別することが容易になる利点がある。
てはは、画像上に対するノイズの影響がさらに低減され
る。このようなノイズ低減は、例えばローパスフィルタ
法またはカーブフィッティング法によって達成される。
カーブフィッティングによって徴候曲線を得ると、それ
らのフィッティングを行った曲線及びフィッティングパ
ラメータを用いることにより心臓の位相及び周期性を識
別することが容易になる利点がある。
【００２２】一実施形態においては、Ｘ線源１４が励起
されている状態で、ガントリー１２を回転させることに
よりテーブル４６上の患者２２がＣＴイメージングシス
テム１０によって走査される。検出器アレイ１８からの
信号は、ＤＡＳ３２及び画像再構成装置３４によって処
理される。コンピュータ３６は、上記の１つ以上の方法
を示した実施形態のデータ処理ステップを実行するよう
にプログラムされ、処理の結果得られた画像及び／また
はデータ（例えば心運動徴候波形）が表示装置４２上に
表示される。
されている状態で、ガントリー１２を回転させることに
よりテーブル４６上の患者２２がＣＴイメージングシス
テム１０によって走査される。検出器アレイ１８からの
信号は、ＤＡＳ３２及び画像再構成装置３４によって処
理される。コンピュータ３６は、上記の１つ以上の方法
を示した実施形態のデータ処理ステップを実行するよう
にプログラムされ、処理の結果得られた画像及び／また
はデータ（例えば心運動徴候波形）が表示装置４２上に
表示される。
【００２３】上記の本発明の様々な実施例の説明から、
心運動が収集されたＣＴ投影データから正確に評価され
るということは明白である。さらに、本発明の方法及び
装置は、ＥＫＧ装置を使用する必要なく上記のような評
価を行うことができるという長所を有する。
心運動が収集されたＣＴ投影データから正確に評価され
るということは明白である。さらに、本発明の方法及び
装置は、ＥＫＧ装置を使用する必要なく上記のような評
価を行うことができるという長所を有する。
【００２４】以上、本発明の特定の実施例について詳細
に説明したが、これらの実施例はもっぱら例示説明のた
めのものであり、本発明を限定する意味で解釈されるべ
きものではないと言うことは明確に理解されよう。さら
に、本願で説明したＣＴシステムは、Ｘ線源及び検出器
の両方がガントリーと共に回転する「第３世代」システ
ムである。個々の検出器素子が所与のＸ線ビームに対し
て実質的に一様な応答を示すように補正されている限
り、検出器がフルリング固定型検出器でＸ線源だけがガ
ントリーと共に回転する「第４世代」のシステムを含め
他の多くのＣＴシステムを使用することも可能である。
さらに、本願で説明したシステムは軸方向走査を行う
が、本発明は３６０°以上のデータが必要なヘリカルス
キャン方式でも使用することが可能である。従って、本
発明の精神及び範囲は、もっぱら特許請求の範囲の記載
及び法的にこれと等価であると見なされるところによっ
てのみ限定されるものである。
に説明したが、これらの実施例はもっぱら例示説明のた
めのものであり、本発明を限定する意味で解釈されるべ
きものではないと言うことは明確に理解されよう。さら
に、本願で説明したＣＴシステムは、Ｘ線源及び検出器
の両方がガントリーと共に回転する「第３世代」システ
ムである。個々の検出器素子が所与のＸ線ビームに対し
て実質的に一様な応答を示すように補正されている限
り、検出器がフルリング固定型検出器でＸ線源だけがガ
ントリーと共に回転する「第４世代」のシステムを含め
他の多くのＣＴシステムを使用することも可能である。
さらに、本願で説明したシステムは軸方向走査を行う
が、本発明は３６０°以上のデータが必要なヘリカルス
キャン方式でも使用することが可能である。従って、本
発明の精神及び範囲は、もっぱら特許請求の範囲の記載
及び法的にこれと等価であると見なされるところによっ
てのみ限定されるものである。
【００２５】
【発明の効果】本発明によれば、上記の効果の他に、Ｃ
Ｔイメージングシステムにより、ＥＫＧ装置を使用する
ことなく心運動を評価する安価で手間を要しない手段が
得られる。
Ｔイメージングシステムにより、ＥＫＧ装置を使用する
ことなく心運動を評価する安価で手間を要しない手段が
得られる。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＣＴイメージングシステムの概略斜視図であ
る。
る。
【図２】図１に示すシステムの概略ブロック図である。
【図３】図１に示すＣＴイメージングシステムの線源及
び検出器の幾何学的説明図で、投影角β、検出器角γ及
び最大検出器角γｍの関係が示されている。
び検出器の幾何学的説明図で、投影角β、検出器角γ及
び最大検出器角γｍの関係が示されている。
【図４】動物実験で得られたガントリー４回転分に相当
する差分投影データ（前処理及び較正後の）を表わす画
像である。
する差分投影データ（前処理及び較正後の）を表わす画
像である。
【図５】バイアス補正を用いた本発明の一実施例により
処理された図４の差動投影を描写した画像である。
処理された図４の差動投影を描写した画像である。
【図６】本発明の一実施形態によって求めた心運動徴候
（シグナチャ）波形とこれに対応するＥＫＧ信号との対
比グラフである。
（シグナチャ）波形とこれに対応するＥＫＧ信号との対
比グラフである。
１０ ＣＴイメージングシステム １２ ガントリー １４ Ｘ線源 １８ 検出器アレイ ２０ 検出器素子 ２２ 撮像対象（患者） ２６ 制御機構 ２８ Ｘ線コントローラ ３０ ガントリーモータ・コントローラ ３２ ＤＡＳ ３４ イメージ再生装置 ３６ コンピュータ ４２ 表示装置 ４４ テーブルモータ・コントローラ ４６ テーブル ５６ 画像 ５８ サイノグラム ６０ 縦縞 ６８ 差分画像 ７０ 心臓部位 ７２ ビュー ７４、７６ 心臓投影境界
Claims (29)
- 【請求項１】 共役データサンプルが得られるようにＣ
Ｔイメージングシステムで撮像対象を走査するステップ
と；得られた共役データサンプルを分析して撮像対象の
オーバーラップし、動かない部分を表すデータを取り除
くステップと；分析された共役データサンプルから心運
動を評価するステップと；を具有することを特徴とする
ＣＴイメージングシステム（１０）を用いて撮像対象
（２２）の一部分の運動を評価する方法。 - 【請求項２】 上記共役データサンプルを分析するステ
ップが該共役データサンプルの差を取るステップよりな
ることを特徴とする請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 上記共役データサンプルを分析するステ
ップが各投影に乗じるための倍率を導出するステップよ
りなることを特徴とする請求項１記載の方法。 - 【請求項４】 上記撮像対象（２２）が患者であり、上
記共役サンプルを分析して該撮像対象のオーバーラップ
し、動かない部分を取り除くステップが患者の肋骨（５
２）及び胸壁（５４）を表すデータを取り除くステップ
よりなることを特徴とする請求項１記載の方法。 - 【請求項５】 さらに、上記分析されたデータにしきい
値を適用して該分析されたデータに表わされた心臓のエ
ッジ部（７４、７６）を同定・識別するステップを有す
ることを特徴とする請求項４記載の方法。 - 【請求項６】 さらに、上記分析されたデータから画像
（５６）を再構成するステップと、各ビュー毎に心臓
（５０）の投影境界を同定・識別することによって画像
中の心臓部位（７０）を同定・識別するステップとを有
することを特徴とする請求項５記載の方法。 - 【請求項７】 さらに、上記再構成された画像（５６）
を得るために分析されたデータをローパスフィルタ法及
びカーブフィッティング法の少なくとも１つにより処理
することによって画像雑音を低減するステップを有する
ことを特徴とする請求項６記載の方法。 - 【請求項８】 さらに、心運動徴候（シグナチャ）波形
（６４）を求めるステップを有することを特徴とする請
求項６記載の方法。 - 【請求項９】 上記共役データサンプルを分析するステ
ップが該共役データサンプルの差を取るステップよりな
り；上記心運動徴候波形（６４）を求めるステップが、
各ビュー毎に該共役データサンプルの差を平均して心運
動の量を指示するステップよりなることを特徴とする請
求項８記載の方法。 - 【請求項１０】 さらに、患者の心臓（５０）の画像
（５６）に石灰化スコアリングを行うステップを有する
ことを特徴とする請求項５記載の方法。 - 【請求項１１】 さらに、患者の心臓（５０）が中心幅
４５ｃｍのビュー内に入るように患者の位置を決めるス
テップを有することを特徴とする請求項５記載の方法。 - 【請求項１２】 上記共役データサンプルを分析するス
テップが、投影角がπの整数倍だけ異なる共役データサ
ンプルの差を取るステップよりなることを特徴とする請
求項１記載の方法。 - 【請求項１３】 上記共役データサンプルが０秒乃至１
／８秒の時間間隔にわたって収集されることを特徴とす
る請求項１記載の方法。 - 【請求項１４】 上記収集された共役データサンプルが
検出器のエッジセルを表すデータサンプルを含み；上記
共役データサンプルを分析して上記撮像対象（２２）の
オーバーラップした動かない部分を表すデータを取り除
くステップが、該共役データサンプルの差を取り、エッ
ジセルを表すデータサンプルを平均することによって、
該共役データサンプルの差に生じた偏りを求めるステッ
プを有する；ことを特徴とする請求項１記載の方法。 - 【請求項１５】 上記ＣＴイメージングシステム（１
０）が複数の検出器素子（２０）を有する検出器アレイ
（１８）を有し；上記エッジセルを表すデータを平均す
るステップが、検出器アレイの両端部にある検出器素子
（６２）から収集されたデータを平均することによっ
て、ビュー毎に直流バイアスを求めるステップよりな
り；かつ、さらに一時に１ビューずつ差分信号から該直
流バイアスを減じるステップを有する；ことを特徴とす
る請求項１４記載の方法。 - 【請求項１６】 共役データサンプルが得られるように
ＣＴイメージングシステムによって該撮像対象を走査
し；該共役データサンプルを分析することによって、該
撮像対象のオーバーラップした動かない部分を表すデー
タを取り除き；該分析された共役データサンプルから心
運動（６４）を評価する；ように構成されたことを特徴
とする撮像対象（２２）の一部分の運動を評価するため
のＣＴイメージングシステム。 - 【請求項１７】 上記共役データサンプルを分析する動
作が上記共役データサンプルの差を取る動作であるよう
に構成されたことを特徴とする請求項１６記載のＣＴイ
メージングシステム。 - 【請求項１８】 上記共役データサンプルを分析する動
作が各投影に乗じるための倍率を導出する動作であるよ
うに構成されたことを特徴とする請求項１６記載のＣＴ
イメージングシステム。 - 【請求項１９】 上記撮像対象（２２）が患者であり、
上記共役サンプルを分析して該撮像対象のオーバーラッ
プした動かない部分を取り除く動作が、該患者の肋骨
（５２）及び胸壁（５４）を表すデータを取り除く動作
であるように構成されたことを特徴とする請求項１６記
載のＣＴイメージングシステム。 - 【請求項２０】 さらに、上記分析されたデータにしき
い値を適用することによって、該分析されたデータに表
された心臓のエッジ部（７４、７６）を同定・識別する
よう構成されたことを特徴とする請求項１９記載のＣＴ
イメージングシステム。 - 【請求項２１】 さらに、上記分析されたデータから画
像（５６）を再生し、かつ各ビュー毎に心臓（５０）の
投影境界を同定・識別することによって画像中の心臓部
位（７０）を同定・識別するよう構成されたことを特徴
とする請求項２０記載のＣＴイメージングシステム。 - 【請求項２２】 さらに、上記再生された画像（５６）
を得るために分析されたデータをローパスフィルタ法及
びカーブフィッティング法の少なくとも１つにより処理
することによって画像雑音を低減するよう構成されたこ
とを特徴とする請求項２１記載のＣＴイメージングシス
テム。 - 【請求項２３】 さらに、心運動徴候波形（６４）を求
めるよう構成されたことを特徴とする請求項２１記載の
ＣＴイメージングシステム。 - 【請求項２４】 上記共役データサンプルを分析する動
作が上記共役データサンプルの差を取る動作であるよう
に構成され；上記心運動徴候波形（６４）求める動作
が、各ビュー毎に該共役データサンプルの差を平均して
心運動の量を指示する動作であるように構成された；こ
とを特徴とする請求項２３記載のＣＴイメージングシス
テム。 - 【請求項２５】 さらに、患者の心臓（５０）が中心幅
４５ｃｍのビュー内に入るように患者（２２）を支持す
るように構成されたことを特徴とする請求項２０記載の
ＣＴイメージングシステム。 - 【請求項２６】 上記共役データサンプルを分析する動
作が、投影角がπの整数倍だけ異なる共役データサンプ
ルの差を取る動作であるように構成されたを特徴とする
請求項１６記載のＣＴイメージングシステム。 - 【請求項２７】 共役データサンプルを０秒乃至１／８
秒の時間間隔にわたって収集するよう構成されたことを
特徴とする請求項１６記載のＣＴイメージングシステ
ム。 - 【請求項２８】 エッジセルを表すデータサンプルを含
む共役データサンプルを収集するよう構成され；上記共
役データサンプルを分析して上記撮像対象のオーバーラ
ップした動かない部分を表すデータを取り除く動作が、
該共役データサンプルの差を取り、エッジセルを表すデ
ータサンプルを平均することによって、該共役データサ
ンプルの差に生じた偏りを求める動作であるように構成
された；ことを特徴とする請求項１６記載のＣＴイメー
ジングシステム。 - 【請求項２９】 さらに、複数の検出器素子（２０）を
有する検出器アレイ（１８）を具有し；上記エッジセル
を表すデータを平均する動作が、検出器アレイの両端部
にある検出器素子（６２）から収集されたデータを平均
することによって、ビュー毎に直流バイアスを求める動
作よりなり；かつ、さらに一時に１ビューずつ差分信号
から該直流バイアスを減じるように構成された；ことを
特徴とする請求項２８記載のＣＴイメージングシステ
ム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/472,560 US6421552B1 (en) | 1999-12-27 | 1999-12-27 | Methods and apparatus for estimating cardiac motion using projection data |
| US09/472560 | 1999-12-27 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001212136A true JP2001212136A (ja) | 2001-08-07 |
| JP4578675B2 JP4578675B2 (ja) | 2010-11-10 |
Family
ID=23876020
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000390157A Expired - Fee Related JP4578675B2 (ja) | 1999-12-27 | 2000-12-22 | 投影データを用いて心運動を評価する方法及び装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6421552B1 (ja) |
| JP (1) | JP4578675B2 (ja) |
| DE (1) | DE10064785A1 (ja) |
| IL (1) | IL140350A (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005296652A (ja) * | 2004-04-08 | 2005-10-27 | Siemens Ag | 運動する対象の構造データの取得装置 |
| JP2007037782A (ja) * | 2005-08-03 | 2007-02-15 | Toshiba Medical Systems Corp | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 |
| JP2008259855A (ja) * | 2007-04-11 | 2008-10-30 | General Electric Co <Ge> | 断層写真法投影データ及び画像データからの呼吸運動抽出 |
| JP2009028111A (ja) * | 2007-07-25 | 2009-02-12 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2010051371A (ja) * | 2008-08-26 | 2010-03-11 | Aloka Co Ltd | Ｘ線画像形成装置 |
| JP2011245281A (ja) * | 2010-05-25 | 2011-12-08 | Toshiba Corp | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置および画像処理方法 |
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| US7209779B2 (en) * | 2001-07-17 | 2007-04-24 | Accuimage Diagnostics Corp. | Methods and software for retrospectively gating a set of images |
| US7142703B2 (en) * | 2001-07-17 | 2006-11-28 | Cedara Software (Usa) Limited | Methods and software for self-gating a set of images |
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