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
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
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
処理された図4の差動投影を描写した画像である。
(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。
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。
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