JP5101045B2 - 歩進−撮影型心臓ｃｔイメージングスキャナ - Google Patents

Description

本発明は、一般的に云えば、診断用イメージングに関し、より具体的には、イメージング・ボリューム（画像化対象の三次元領域）をサンプリングするために一連の部分的走査(partial scan)を使用し且つ画像再構成の際に画像混合する心臓イメージング方法及び装置に関するものである。

心臓へ血液を運ぶ血管の狭まり又は狭窄は心臓発作の周知の原因であり、従って、処置を行わないと突然死を招く恐れがある。このような狭窄した血管では、狭窄部の直ぐ下流の領域が速い流速及び／又は複雑な流れパターンを持つことによって特徴付けられることが知られている。一般的に、器官に血液を供給する血管の狭まりは、最終的には、軽くても問題の器官の機能障害を招き、最悪の場合には器官の機能不全を招く。量的な流れデータは患者の診断及び治療に直ぐに役立つことができ、また病気の経過の基本的な理解に有用である。血液の流れを測定するために利用できる手法は多数あり、例えば、投影及びコンピュータ断層撮影（ＣＴ）の両方における造影剤の放射線イメージング手法、超音波手法並びに拡医学手法を使用するイメージングに基づいた方法が挙げられる。放射線及び核医学手法では、電離性放射線及び／又は造影剤を使用することがしばしば必要とされる。方法によっては流れ特性について様々な仮定をすることがあり、流れ特性は必ずしも真に生体のものである必要はなく、また血管の断面積又は流れ方向についての知識を必要とするものではない。

ＣＴは血流及び他の心臓データを取得する一手法である。典型的には、ＣＴイメージング・システムでは、Ｘ線源から被検体又は対象物へ向けて扇形ビーム又は円錐形ビームを放出する。以下、本書で用いる「被検体」とは、イメージングすることが可能である任意の物を含むものとする。ビームは、被検体によって減弱した後で、放射線検出器のアレイ（配列体）に衝突する。検出器アレイで受け取った減弱した放射線ビームの強度は、典型的には、被検体によるＸ線ビームの減弱度に依存する。検出器アレイの各々の検出器素子は、その素子で受け取った減弱したビームを表す電気信号を発生する。それらの電気信号は解析のためにデータ処理システムに伝送されて、そこで最終的に画像が生成される。一般的に、Ｘ線源及び検出器アレイはイメージング平面内で被検体を中心にしてガントリの周りを回転させる。Ｘ線源は典型的にはＸ線管を含み、Ｘ線管は焦点でＸ線ビームを放出する。Ｘ線検出器は、典型的には、該検出器で受け取るＸ線ビームをコリメートするためのコリメータと、該コリメータに隣接していてＸ線を光エネルギに変換するためのシンチレータと、隣接したシンチレータからの光エネルギを受け取って、該光エネルギから電気信号を生成するためのフォトダイオードとを含んでいる。 典型的には、シンチレータ・アレイの各々のシンチレータはＸ線を光エネルギに変換する。各シンチレータは、それに隣接するフォトダイオードへ光エネルギを放出する。各フォトダイオードは光エネルギを検出して、対応する電気信号を発生する。次いで、フォトダイオードの出力は画像再構成のためにデータ処理システムへ伝送される。

ＣＴイメージングは心臓イメージングのために使用されることが多くなってきている。心臓イメージングのためのこのＣＴ実施の増大は、主にＣＴシステムで現在可能になった比較的高速の走査速度、及び多スライス・データの取得によるものである。従来からのＣＴシステムは、それより速いこともあるかもしれないが、現在ガントリを０．３５秒で一回転させることが可能である。実際に、過去１０年間で、時間分解能がほぼ３倍改善された。多スライスＣＴデータ取得もまた、心臓に関連した診断のための心臓ＣＴイメージングの増大に寄与している。ＣＴシステムは現在では有意な多スライス・データ取得が可能である。

心臓ＣＴイメージングの一用途は冠状動脈イメージング（ＣＡＩ）である。ＣＡＩの目的は画像を取得すること、すなわち、血管の狭まり、病気又は解剖学的構造を検出するために心臓の血管構造を視覚化することである。ＣＡＩはしばしば心臓内科医、放射線医師及び他の医師によって、心筋の動的運動を検査して異常を検出するために使用される。小さい血管の狭まり又は狭窄を視覚化するためには、ＣＴ走査は、血管及びその周囲における心臓の運動を「凍結」するように高い時間分解能を提供すると共に、検査中の血管の大きさを正確に描写するように高い空間分解能を提供しなければならない。

時間分解能を改善するため、ＣＡＩ検査は典型的には、ＥＣＧモニタを使用して患者から取得された心電図（ＥＣＧ）信号を用いて実施される。ＥＣＧモニタは、患者の胸部、腕及び脚の上に配置した電極を使用して心臓の電気的活動を記録する。ＥＣＧモニタは普通、心拍数(heart rate)、心搏リズム、心臓への血液供給の妥当性、心臓発作の存在、心臓肥大、心膜炎、並びに心臓についての薬物及び電解質の効果に関する情報を提供するために使用される。ＥＣＧ信号はまた、心臓からのＣＴデータの取得を心臓の時相活動と同期させるように心拍時相データを供給するために使用することができる。より具体的に述べると、ＣＴシステムは、ＥＣＧ信号を使用して、ＣＴ走査中に心拍サイクルの同じ時相でデータを一貫して取得する。そのように行うことにより、画像アーティファクトが低減される。

従来の螺旋ＣＡＩ走査では、テーブルが比較的遅いペースで、すなわち低ピッチで、連続的に平行移動して、心臓ボリューム全体が適正にカバーされるようにする。このことを図１に例示する。図１で、検出器列の位置を時間の関数として示している。図示のように、心拍サイクルは水平な点線２によって分離されている。検出器列の位置は斜めの実線４によって示されている。これらの線上の全ての点は或る特定のｚ位置及び特定の時点（従って、特定の投影角度）で取得された単一列の投影を表す。ｚ軸は、図２に示されるように、イメージング用のテーブルの長さに沿って延在する。例示を簡単にするために、４列のシステムを示している。陰影を付したボックス６は、心臓画像のための再構成窓を示す。従って、これらのボックス６は、ユニークな一組の時間間隔及びｚ位置を表す。各ボックスの幅は、特定の心拍サイクルに対応する再構成によってカバーすることのできるｚ方向のボリュームを表す。隣接の一組の再構成は、心臓が次の心拍サイクルの同じ心拍時相に達した後にのみ行われる。ガントリ速度及び螺旋ピッチが適切に選択されてない場合、全心臓ボリュームが再構成画像において一様にカバーされない。例えば、テーブルの移動速度が速すぎる（螺旋ピッチが高すぎる）場合、隣り合うボリュームの間に隙間８が存在することになる。小さい隙間は画像空間補間によって満たすことができるが、より大きい隙間ではボリューム表現画像中に不連続やアーティファクトが生じる。これは、典型的な患者における心拍数の変動を考慮するとき特に問題になる。

従来のＣＡＩ検査は典型的には、０．１と０．４との間の螺旋ピッチで実施されている。このような螺旋ピッチは通常、タイミングに関して最悪な場合のシナリオに対処するために、すなわち、所与の再構成のために特定の心拍数で完全なボリューム・カバー範囲を保証するために使用される。これは、Ｘ線に露出される領域が大幅にオーバーラップするので、患者に対する照射線量がより大きくなることを意味する。すなわち、典型的な螺旋走査の場合にはＸ線が被検体に向けて連続的に投射されるので、これらのオーバーラップ領域は複数回のＸ線照射を受ける領域に対応する。ＣＡＩ検査の際の患者に対する照射線量を低減するために、多数の照射線量低減手法が開発されている。一手法では、Ｘ線管への電流を変調して、各心拍動の間に規定される再構成窓の外側で電流が低減されるようにしている。このような手法は照射線量を低減する点で有利であるが、心臓イメージングがＣＴにおける最大のＸ線照射線量の用途の１つであることに変わりはない。

心臓ＣＴの際にＸ線照射線量を低減するために提案された１つの解決策は、通常「半走査(half-scan) 」と呼ばれているものである。半走査イメージングでは、データ取得が複数の半走査に分割され、各半走査はサンプリング・ボリュームのほぼ半分をサンプリングする。しかしながら、典型的には、各半走査は、隣接の半走査に実質的にオーバーラップする空間カバー範囲を持つ。結果として、照射線量は低減されるけれども、それは画像の忠実度が維持されるようにするために有意なほど大きくはない。

従って、Ｘ線照射線量を更に低減すると共に、ＣＴ画像の時間的及び空間的分解能を改善する心臓イメージング用の装置及び方法を設計することが望ましい。また、データ取得の際の被検体への照射線量を低減するために隣接の部分的走査の空間カバー範囲におけるオーバーラップを低減して、部分的走査データ取得を実施する方法及びシステムを提供することが望ましい。
米国特許第６８３６５２９号 米国特許第６７２１３８６号

本発明は上述の欠点を克服する心臓ＣＴイメージング用の方法及び装置を対象とする。

本発明は、被検体の心臓領域からＣＴデータを取得するために複数の離散的な走査位置に被検体を増分的に平行移動させるようにしたイメージング手法を含む。これに関して、現在の走査位置で有効な又は容認可能なデータが取得されるまで、被検体は次の走査位置へ平行移動させない。このようにして、本発明は、データ取得の際に不整脈のような心臓の不整を考慮する。すなわち、異常が検出された場合、被検体は次の走査位置へ平行移動されない。本発明はまた、呼吸ゲート式(gated) ＣＴイメージングのような他の生理事象ゲート式データ取得にも適用可能である。

本発明はまた、イメージング・ボリュームを一連の部分的走査でサンプリングするようにした再構成手法を含む。各部分的走査はイメージング・ボリュームの一部分をサンプリングする。再構成の際、隣接の部分的走査からのデータが、任意の１つの部分的走査だけの場合に生じるようなイメージング・ボリュームの未サンプリング部分を補償するために使用される。

従って、本発明の一面によれば、ＣＴスキャナを開示し、該ＣＴスキャナは、走査対象の被検体にＸ線を投射するように構成されているＸ線源と、該Ｘ線源によって投射され且つ被検体によって減弱したＸ線を検出するように構成されているＸ線検出器アセンブリとを含んでいる。ＣＴスキャナはまた、一対の隣接の部分的走査においてイメージングすべきイメージング・ボリュームを規定し、また第１の部分的走査においてイメージング・ボリュームの全部よりも小さい部分から第１組のＣＴデータを取得するようにプログラムされているコンピュータを含む。コンピュータは更に、第２の部分的走査においてイメージング・ボリュームの全部よりも小さい部分から第２組のＣＴデータを取得し、且つ第１及び第２組のＣＴデータを組み合わせて、イメージング・ボリュームの空間的カバー範囲を持つ複合データ・セットを形成するようにプログラムされている。次いで、コンピュータは複合データ・セットからイメージング・ボリュームのＣＴ画像を再構成する。

本発明の別の面によれば、ＣＴイメージング方法が、そこからＣＴデータを取得しようとするイメージング・ボリュームを規定する段階と、走査対象の被検体を複数の離散的な走査位置の内の１つへ平行移動させる段階とを含んでいる。本方法は更に、被検体が前記１つの離散的な走査位置に位置決めされている間に一連の部分的走査でＣＴデータを繰り返し取得する段階と、前記一連の部分的走査で取得されたＣＴデータを混合(blend) して、再構成のための単一のデータ・セットを形成する段階とを含む。

別の面によれば、本発明は、一組の命令を表すコンピュータ・プログラムが記憶されているコンピュータ読出し可能な記憶媒体を含み、該一組の命令は、コンピュータによって実行されたとき、コンピュータが第１の半走査において第１組の心臓ゲート式ＣＴデータを取得し且つ第２の半走査において第２組の心臓ゲート式ＣＴデータを取得するようにし、第２組の心臓ゲート式ＣＴデータを取得するサンプリング領域の内の一部分が第１組の心臓ゲート式ＣＴデータを取得するサンプリング領域の内の別の部分と隣接するようにする。コンピュータは更に、第１組の心臓ゲート式ＣＴデータを第２組の心臓ゲート式ＣＴデータと比較して重み関数を決定し、該重み関数で第１組の心臓ゲート式ＣＴデータに重み付けするように作動される。コンピュータは次いで、サンプリング領域の画像再構成のために、重み付けした第１組の心臓ゲート式ＣＴデータを第２組の心臓ゲート式ＣＴデータと組み合わせる。

本発明の様々な他の特徴及び利点が以下の詳しい説明及び図面から明らかにされよう。

図面は本発明を実施するために現在考えられる好ましい一実施形態を例示する。

図２及び図３について説明すると、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システム１０がＸ線源１４を持つガントリ１２を含むものとして示されており、Ｘ線源１４はガントリ１２の反対側に或る検出器アレイ１８へ向けてＸ線ビーム１６を投射する。検出器アレイ１８は複数の検出器２０によって形成され、これらの検出器２０は患者２２を通過した投射Ｘ線を検知する。好ましい実施形態では、検出器アレイ１８は、ガントリの一回転で６４スライスのデータを取得するために６４列の検出器を有する。各々の検出器２０は、入射するＸ線ビームの強度、すなわち、患者２２を通過したときの減弱したビームの強度を表す電気信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための走査中に、ガントリ１２及びその上に装着された構成部品は回転中心２４の周りを回転する。

ガントリ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によって決定される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力及びタイミング信号を供給するＸ線制御装置２８と、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ制御装置３０とを含んでいる。また制御機構２６内にあるデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が、検出器２０からのアナログ・データをサンプリングして、該データをその後の処理のためにディジタル信号へ変換する。以下に説明するように、コンピュータ３６がまた、被検体２２の心拍データを取得するために導線３５を介して被検体に接続されたＥＣＧモニタ３３からＥＣＧ信号を受け取る。コンピュータ３６はＥＣＧ信号を相関させて、心臓領域の時相を決定する。好ましくは、ＥＣＧ機械３３は走査が始まる前にＥＣＧ記録を得て、データ取得が心拍サイクルのピークとピークとの間の休止期間中に生じるようにタイミングを取ることができるようにする。これらの休止期間中、心臓は比較的静止しており、従って、最終的な再構成画像におけるアーティファクトを最小にするために心拍サイクルのこれらの部分中にデータ取得が生じるのが好ましい。画像再構成装置３４がＤＡＳ３２からサンプリングされディジタル化されたＸ線データを受け取って、高速の再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６に入力として印加され、コンピュータは該画像を大容量記憶装置３８に記憶させる。

コンピュータ３６はまた、キーボードを持つコンソール４０を介してオペレータから指令及び走査・パラメータを受け取る。付設された陰極線管表示装置４２により、オペレータはコンピュータ３６からの再構成画像及び他のデータを観察することが可能になる。コンピュータ３６は、オペレータにより供給された指令及びパラメータを使用して、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８、ＥＣＧモニタ３３及びガントリ・モータ制御装置３０に制御信号及び情報を供給する。その上、コンピュータ３６は、患者２２及びガントリ１２を位置決めするために電動テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御装置４４を動作させる。具体的に述べると、テーブル４６はガントリ開口部４８の中に患者２２の一部分を移動させる。

本発明は、図２〜図３に例示されているシステム又はその等価物に適用可能な心臓ＣＴイメージング手法を対象とする。

従来の心臓ＣＴイメージングでは、螺旋走査が使用されている。螺旋走査は、走査間遅延(inter-scan delay)を有利に除くので普通に採用されている。すなわち、螺旋走査では、テーブルをガントリの開口部の中に平行移動させながら、被検体へ向けてＸ線を連続的に投射する。その結果、螺旋走査は一般的に、取得位置及びタイミングを独立に選択する融通性がないので、心臓イメージングのような生理事象ゲート式走査に適しているとは云えない。螺旋走査では、テーブルは一定速度で平行移動させ又は割り出される。これは、データ取得中に心拍数に変動を生じる患者の場合には問題になることが分かっている。

次に図４を参照して、本発明の一実施形態に従って複数の離散的な走査位置に増分的に歩進させる手法５０を説明する。この手法を心臓イメージングについて説明するが、この手法は他の生理事象ゲート式データ取得に適用可能である。当業者に理解されるように、図４に例示された手法は、ＣＴシステムの１つ以上の処理装置によって実行することのできるコンピュータ・プログラムの一組の命令で具現化することができる。その上、コンピュータ・プログラムは、ＣＤのようなコンピュータ読出し可能な記憶媒体に記憶させるか、又はＣＴシステムにダウンロード可能であるコンピュータ・データ信号で具現化することができる。

手法５０は、心臓ＣＴ走査を規定する段階５２で開始する。これに関して、ＥＣＧモニタの電極が被検体に取り付けられていて、被検体はテーブル上に適切に位置決めされており、テーブルは被検体を縦方向に移動させてガントリ内に定められた開口部に通すように設計されている。段階５２で確認された規定に基づいて、段階５４で複数の離散的な走査位置を決定する。例えば、ＣＡＩ検査では、検出器カバー範囲が４０ｍｍの場合、離散的な走査位置の数は典型的には４つ又は５つの位置である。すなわち、被検体の心臓のボリューム全体が、典型的には、４つ又は５つの走査位置で走査することができる。ＥＣＧデータは、被検体からの段階５６で始まるデータ取得全体にわたって連続的に取得される。前に述べたように、ＣＴシステムのコンピュータはＥＣＧ信号を相関させて、被検体の心臓運動の時相を決定する。これに関して、走査が開始する前に被検体のＥＣＧ記録の読み出し及び分析を始めて、データ取得が心拍サイクルのピークとピークとの間に生じるようにデータ取得のタイミングを取ることができるようにすることが好ましい。これらの比較的静止した期間中、心臓は動きがなく、従って、モーション・アーティファクトを最小にするために心拍サイクルのこれらの部分中にデータ取得が生じることが好ましい。その後、走査対象の被検体が載置されているテーブルを、第１の走査位置へ割り出す（段階５８）。その後、心拍サイクルの所与の時相でＣＴデータを取得する（段階６０）。

一旦、被検体が第１の走査位置に位置決めされている状態で心拍サイクルの所与の時相でデータを取得すると、取得したＣＴデータが有効であるか否か判定する（段階６２）。有効なデータが取得されなかった場合（段階６２、６４）、手法５０は段階６０へ戻って、被検体がまだ第１の走査位置に位置決めされている状態で心拍サイクルの所与の時相でデータを再度取得する。しかしながら、有効なデータが取得された場合（段階６２、６６）、手法５０は段階６８へ進んで、追加の走査位置が残っているか否か判定する（段階６８）。もしその通りであれば（段階６８、７０）、テーブルを次の走査位置に割り出す（段階７２）。この場合、被検体が該次の走査位置に位置決めされている状態で心拍サイクルの所与の時相でデータを取得する。しかしながら、全ての走査位置でデータを取得した場合（段階６８、７３）、段階７４で走査が終了して、画像が再構成される。

上述したように、手法５０は被検体の心臓領域からのゲート式ＣＴデータの取得を対象としており、該手法では、被検体はデータ取得のために複数の走査位置に増分的に平行移動させる。従来のゲート式取得とは対照的に、テーブルの動きは不連続である。すなわち、被検体を離散的な走査位置に位置決めして、被検体からデータを取得し、取得したデータが有効であるか否か決定するための判定を行い、もし有効なら、被検体を次の離散的な走査位置に位置決めする。取得したデータが有効でない場合は、被検体は現在の走査位置にそのまま留まり、データが取得される。この場合、被検体は、現在の走査位置で有効なデータが取得されるまで次の走査位置へ進められない。

更に、好ましい実施形態では、被検体へ向けてのＸ線投射はデータ取得の際だけ行われる。すなわち、テーブルが一走査位置から次の走査位置へ動かされている期間中は、Ｘ線投射を不作動にすることが好ましい。この場合、テーブルの平行移動中はデータが取得されないので、テーブルの平行移動中は被検体へのＸ線照射が生じない。この点で、手法５０は有利なことに、従来の螺旋ゲート式データ取得に比べて患者への放射線照射線量を更に低減する。

次に図５について説明すると、本発明は、被検体を複数の離散的な走査位置に増分的に平行移動させる図４に述べたような手法を対象とするばかりでなく、本発明はまた、受け取ったＥＣＧ信号中の検出された不規則さ又は異常に基づいて所与の走査位置におけるデータ取得を中断又は一時停止する手法７６を含む。図４に関して述べた手法とは独立に手法７６について説明するが、当業者には手法７６を図４の手法５０と関連して実施できることが理解されよう。手法７６は心臓ＣＴ走査を規定する段階７８から始まる。その後、段階７８で特定された走査パラメータに基づいて、段階８０で複数の離散的な走査位置を決定する。前に述べたように、典型的な患者の心臓をイメージングするためには、４つ又は５つの離散的な走査位置が必要とされる。図４の手法と同様に、段階８２でＣＴ走査の開始前にＥＣＧデータを取得する。取得したＥＣＧデータはＣＴシステムで使用して、心拍サイクルの所与の時相からのＣＴデータの取得に相関させる。しかしながら、当業者に理解されるように、ＥＣＧ信号はまたＣＴデータの取得中にも取得される。ＣＴデータは被検体が所与の走査位置に位置決めされている状態で心拍サイクルの所与の時相で取得する（段階８４）。ＣＴデータを取得している間（段階８４）、受け取ったＥＣＧ信号を監視して、何らかの心拍動の不規則さが生じているか否か判定する（段階８６）。もしそうであれば（段階８６，８８）、所与の走査位置でのデータ取得が一時停止される（段階８９）。これに関して、被検体からの心拍サイクルの所与の時相でのデータの取得は次の心拍サイクルに再開される。心拍動の不規則さが検出されなかった場合（段階８６，９０）、手法７６は段階９２へ進み、段階９２で、走査を続けるべきか、すなわち、残っている走査位置があるか否か判定する。もしそうであれば（段階９２，９４）、テーブルを次の走査位置に割り出しし（段階９６）、該次の走査位置で被検体の心拍サイクルの所与の時相でデータを取得する。次いで、全ての走査位置についてデータが取得されるまで段階８４〜段階９２が再実行される。全ての走査位置についてデータが取得された場合（段階９２，９８）、手法７６は段階１００へ進み、該段階１００で、走査が終了し且つ画像が再構成される。

次に図６について説明すると、模範的なＥＣＧ信号１０２を示している。ＥＣＧ信号１０２は心拍サイクル中の被検体の心臓の動きを図形で例示する。図示のように、心拍サイクル、すなわち心拍動は、典型的には、一対のＲピーク１０４によって規定される。これに関して、単一の心拍動はＲ−Ｒ間隔１０５によって特徴付けられる。前に述べたように、本発明は患者に対するＸ線照射線量を有利に低減する。これを達成するため、各Ｒ−Ｒ間隔１０５内にデータ取得窓（ＤＡＷ）１０６を規定する。従って、Ｘ線はデータ取得窓１０６の間のみ被検体へ向けて投射する。これに関して、Ｒ−Ｒ間隔１０５の内の他の期間の間はＸ線放出を不作動にする。当業者には理解されるように、データ取得窓１０６は、その間にデータ取得を行うべき心臓の時相に対応する。従って、データ取得を行うべきでない心拍サイクルの時相の間では、Ｘ線管は被検体へ向けてＸ線を投射しないように制御される。更に、その上、データ取得、タイミング及び位置設定は独立に取り扱われるので、ゲーティング(gating)はより効果的である。その上、全ての心拍時相でデータ取得及び再構成を必要とする場合でも、該取得は、カバーされる領域内でＸ線照射のオーバーラップが必要とされないことを保証する。すなわち、全ての領域が一度だけ走査され、これは、走査ボリュームの大部分が複数回走査される低ピッチ螺旋データ取得とは著しく違う。試験により、従来の低ピッチ螺旋走査と比べて本発明では６７％〜８３％の照射線量の低減が期待できることが判明した。

次に図７を参照して説明すると、本発明の別の実施形態によれば、アーティファクトを低減するためにオーバーラップするデータ取得を使用する。データ取得１０８はデータ取得１１０及びデータ取得１１２と部分的にオーバーラップする。このオーバーラップは、心臓イメージングにおける２つの主な課題、すなわち、一貫していない心拍数及び円錐形ビームに対処するために利用される。すなわち、典型的な患者では、心拍数が変化する。心拍数１０８，１１０，１１２が比較的一定である場合でも、心臓の動きは心拍サイクル毎に全く同じではない。データ取得１０８，１１０，１１２は異なる心拍サイクルで行われるので、心拍サイクル間の非一貫性は、それに対処していない場合、境界のシフト（偏移）を生じさせる恐れがある。その上、円錐形ビームによるデータ取得の場合、何らかの円錐形ビームに関連したアーティファクトが画像内に存在する恐れがある。このため、オーバーラップした領域１０８が、領域１０８〜１１０をより一貫した態様で「混合(blend) 」するためのツール（手段）を提供する。この混合は画像の再構成の際か又は再構成の後に行う。

更に別の実施形態に従って、図８を参照して説明すると、ガントリ速度、走査間遅延及びカバー範囲が、ＥＣＧ信号１１４で概略して例示されている患者の心拍数に基づいて決定される。本書で述べる歩進−撮影型(step-and-shoot)データ取得の場合、全走査時間はデータ取得時間と走査間遅延とによって規定される。データ取得時間１１６は、ＣＴデータを収集するために使用される時間であり、また走査間遅延１１８は、患者又はテーブルを次の位置へ移動させて、患者を走査できる状態にするための時間である。全走査時間が患者の心拍サイクルよりも短いとき、次の走査は患者の心拍サイクル内に何らの隙間を持たせずに開始することが可能である。しかし、全走査時間が心拍サイクルよりも長い場合、走査は次の心拍サイクルに開始することはできない。該次の心拍サイクルはスキップしなければならない。全走査時間が２つの心拍サイクルよりも長い場合、何らデータ取得が行われない２つの無駄なサイクルが存在することになる。ガントリ走査速度を変更し（データ取得時間を変更し）且つテーブルが移動すべき距離の長さを変更（走査間遅延を変更）することによって、無駄に費やされる時間が最小になるように全走査時間を修正することができる。テーブルの移動距離を短くすることが必要である場合、患者に対するＸ線照射線量を低減するように患者照射前コリメーションを変更することができる。すなわち、テーブルが単一の心拍サイクル内に適合するように移動することのできる最大距離が３５ｍｍである場合、一次Ｘ線ビームを３５ｍｍにコリメートすることによってＸ線カバー範囲を低減して、すなわち、３５ｍｍ〜４０ｍｍにして、付加的な照射線量が患者に加えられないようにしなければならない。

次に図９及び図１０を参照して説明すると、本発明の別の実施形態では、全取得時間を短縮し及び／又は画像品質を改善するために、心臓全体を「順序を狂わせて」走査することができる。例えば、従来の取得では、図９に例示するように、心臓１２０が頂部から底部まで順次にカバーされている。しかしながら、図１０に例示するようにコントラストを最適化するために、所与の走査を中位又は頂部位置から開始して、別の部分を走査する位置へスキップすることが有利なことがある。

更に、心臓の異なる部分を僅かに異なる心拍時相で走査できると考えられる。また周知のように、心臓全体は完全に同期して動くことはない。従って、右心房についての最良の休止時相は左心室にとって最良の位置ではないことがある。そこで、本発明では、各位置を独立に取得できるようにする。従って、解剖学的構造に合わせて取得を調整するように修正を行うことができる。

別の実施形態では、本発明は、隣接の半走査の投射角度の間の関係を所望の関係に維持するようにデータ取得中のガントリ回転速度を制御することを対象とする。半走査イメージングは時間的分解能を改善するための心臓ＣＴイメージング用の通常のイメージング手法である。半走査イメージングでは、π＋２γ_ｍ の投射角度にわたる投射が２πの代わりに使用される。ここで、γ_ｍ は検出器の扇形角度である。このような再構成法は下記の式によって特徴付けることができる。

ここで、ｗ（ｓ，β）は半走査重みであり、
ｗ（ｓ，β）＝３θ^２（γ，β）−２θ^３（γ，β） 式（２）
また、
θ（γ，β）＝β／（２γ_ｍ −２γ） ；θ≦β＜（２γ_ｍ −２γ）のとき、
＝１ ；（２γ_ｍ −２γ）≦β＜（π−２γ_ｍ ）のとき、
＝（π＋２γ_ｍ −β）／（２γ_ｍ ＋２γ）
；（π−２γ）≦β＜（π＋２γ_ｍ ）のとき、
式（３）
である。

上記の式で、ＤはＸ線源とシステムのアイソセンタとの間の距離であり、ｓ及びｖは再構成された画素（ｘ，ｙ，ｚ）に従った投射チャンネル位置及び列位置であり、βは投射角度であり、γはｓに対応する検出器の扇形角度である。

本書で述べるような歩進−撮影型(step-and-shoot)データ取得の場合、完全にサンプリングされた領域は、検出器アイソセンタ・カバー範囲に等しい高さを持つ円筒形ディスクよりも小さい。すなわち、円錐形ビーム形状は各投射のカバー範囲を、図１１に例示されているように、線源近くの所望のボリュームよりも遥かに狭いデータ取得区域を持つ領域に低減する。そこからデータを取得するボリューム１２２は、単一の半走査では完全にはサンプリングされない。これに関して、第１の半走査の扇形ビーム１２４では、サンプリング・ボリューム１２２の内の領域１２６からデータを取得し損なう。結果として、画像アーティファクトが２πの角度範囲にわたって生じるようになる恐れがある。

歩進−撮影型心臓ゲート式ＣＴデータ取得において画像アーティファクトの発生を低減するために、本発明は更に、一対の相補的な半走査の投射角度の間の差がほぼπラジアンになるように、データ取得中にガントリ回転を制御することを対象とする。すなわち、Ｘ線扇形ビームが円錐形ビーム形状であるので、検出器に近い方の領域が、検出器アイソセンタにおけるカバー範囲よりもかなり大きいｚ範囲をカバーする。従って、２つの投射が（アイソセンタにおいて）一検出器幅分だけ隔たっていて、且つそれらの投射角度がπラジアンだけ異なっていると、サンプリング・ボリューム内にサンプリング隙間は殆ど生じない。このことを図１１に例示する。

図示のように、扇形ビーム１２８によって規定された投射は、扇形ビーム１２４の投射と相補的な対を形成する。更に、扇形ビーム１２８は扇形ビーム１２４の未サンプリング領域１２６からデータを取り出すと共に、未サンプリング領域１３０を生じるが、この未サンプリング領域１３０は扇形ビーム１２４によってサンプリングされる。心臓ゲート式ＣＴイメージングでは、扇形ビーム１２４及び１２８の間に所望の関係を維持することが望ましい。この関係は、ガントリが回転する速度、従ってＸ線源が回転する速度を制御することによって維持される。更に、ガントリ回転は、ＣＴデータ取得を被検体の心臓の動きと同期させるように制御しなければならない。これを達成するためには、ＥＣＧモニタを使用して心臓の運動データを取得する。データ取得より前にＥＣＧデータを測定することによって、被検体の心拍数をＣＴデータの取得の前に確かめることができる。これに関して、ガントリ制御装置又は他の制御装置は、ガントリ回転速度を、２つの隣接の半走査の中心の角度がπラジアンの範囲内で異なるように保証する速度に設定することができる。詳しく述べると、ガントリ制御装置は、下記の式に基づいてガントリ回転速度を設定する。

π−Γ≦β_Ａ−β_Ｂ≦π＋Γ 式（４）
ここで、Γはπからの許容可能な変化を記述するパラメータであり、β_Ａ 及びβ_Ｂ は隣接の半走査の中心投射角度である。Γについて複数の値を使用することができ、好ましい一実施形態では、π／４の値が使用される。Γは、画像品質と心拍数の変動に対するロバスト性との間の釣り合いを満足させる値を持つように選択するのが好ましい。π／４より大きいΓの値を使用することができると考えられるが、π／４以下のΓの値を使用するのが好ましい。これに関して、隣接の半走査の間での中心投射角度はほぼπラジアンだけ異なるのが好ましい。

これまでガントリの完全な一回転を一対の半走査に分割した場合について本発明を説明したが、当業者にはガントリの完全な一回転を複数の部分的走査に分割してよいことが理解されよう。これに関して、ガントリ回転は、画像アーティファクトを低減するために隣接の部分的走査の中心投射角度の間の所望の関係が維持されるように制御される。

次に図１２について説明すると、部分的走査に特に適用できるデータ取得及び画像再構成手法のプロセスを記述している方法を例示する。以下に説明するように、この再構成プロセスでは、隣接の部分的走査すなわち半走査の寄与分を組み合わせて、単一の部分的走査において見過ごされた領域すなわち未サンプリング領域を補償する。例示の目的で、この再構成手法を半走査の場合について説明するが、該手法は他の種類の部分的走査に拡張できることは勿論である。

このイメージング手法１３２は段階１３４で始まり、段階１３６において複数の部分的走査でイメージング・ボリュームをサンプリングする。前に述べたように、隣接の半走査の中心角度が（π−Γ，π＋Γ）によって規定される範囲内で異なるのが好ましい。幾つかの投影データ・セットがサンプリング・ボリュームから取得された後、以下に述べるように、各投影データ・セットは重み付け及びリビンニング(rebinning) 処理を受ける。

手法１３２は、次に、処理のために投影データ・セットを選択する（段階１３８）。次いで、選択した投影データ・セットについて列毎の扇形から平行へのビーム・リビンニングを行う（段階１４０）。これに関して、投影データ・セットｐ_Ａ（ｓ，ν，β） について、隣接の投影サンプルｐ_Ｂ（ｓ’，ν’，β’） を検査する（段階１４２）。ここで、｜β−β’｜＝ｎπであり、ｎは奇数である。隣接の投影データ・セットの比較から、重み関数を決定する（段階１４４）。詳しく述べると、ν及びν’を比較することによって、重み関数ξ_Ａ（ｘ，ｙ，ｚ） が再構成の逆投影段階の際に下記の式で表されるように規定される。

ξ_Ａ（ｘ，ｙ，ｚ）
＝［ε_Ａ（ｘ，ｙ，ｚ）］／［ε_Ａ（ｘ，ｙ，ｚ）＋ε_Ｂ（ｘ，ｙ，ｚ）］
式（５）
ここで、
ε_Ａ（ｘ，ｙ，ｚ） ＝０ ；｜ν｜＞ν_ｍ＋Δのとき、
＝１−｜ν−ν_ｍ｜／Δ ；ν_ｍ ≦ν＜ν_ｍ ＋Δのとき、
＝１ ；｜ν｜＜ν_ｍ のとき、
式（６）
である。

ε_Ｂ も同様に規定される。次いで、この重み関数を、選択したデータ・セットに適用し（段階１４６）、選択した投影データ・セットの画像を下記の再構成方程式に従って再構成する（段階１４８）。

本手法は次いで段階１５０へ進み、処理すべき追加の投影データ・セットがあるか否か判定する。もしあれば（段階１５０，１５２）、各投影データ・セットについて段階１３８〜１４８を繰り返す。全ての投影データ・セットが処理されたときは（段階１５０，１５４）、隣接の再構成の和から最終的な画像を再構成する（段階１５６）。この再構成プロセスは段階１５８で終了する。

上述のプロセスは生の投影データの処理に関して説明したが、上述のプロセスは等価的に画像空間において実行することができると考えられる。すなわち、単一の半走査データ・セットの各々の再構成画素について品質係数η（ｘ，ｙ，ｚ）が規定される。品質係数は次のように規定することができる。

ここで、
φ（ν，β）＝０ ；｜ν｜≦ν_ｍ のとき、
＝｜ν−ν_ｍ｜／Δ ；ν_ｍ ＜ν＜ν_ｍ ＋Δのとき、
＝１ ；｜ν｜≧ν_ｍ＋Δのとき、
式（９）
である。

ここで、サンプリングが完全である、すなわち、サンプリング不足のない中心領域では、η＝０であることに注意されたい。有意なサンプリング不足を生じる領域では、ηは大きくなる。最終的な再構成画像は、下記の方程式によって規定されるように２つの隣り合う半走査画像の組合せである。

以上、隣り合う歩進−撮影型走査の間で走査のオーバーラップが無いことに関して本発明を説明した。この代わりに、画像品質を高めるためにオーバーラップを与えるように半走査を規定することができると考えられる。これに関して、画像再構成の際にオーバーラップした領域で付加的な画像混合を実施することができると考えられる。

また、本発明は半走査又は他の部分的走査に加えてセクタをベースにした走査に適用可能とすることができると認められる。これに関して、被検体の位置は数個の心拍サイクルにわたって固定したままにする。各サイクル内に所要の投影データ・セットの一部分を取得する。走査速度が心拍数と同期するように選択されているとき、複数の心拍サイクルにわたって非冗長な投影を取得することができる。再構成プロセスの際に、これらの取得したデータ・セットを混合して、完全な１つのデータ・セットを形成する。この方策は時間的分解能の改善を可能にする。この代わりに、各心拍サイクルにわたって検出器カバー範囲の一部分にテーブルを割り出すことができる。該一部分は、再構成のために必要とされるセクタの数によって決定される。例えば、２セクタ取得を使用するときは、テーブルが各心拍サイクルにおいてスキャナ・カバー範囲の大体５０％動かされる。

ここで、上述の取得が、心臓の複数の時相を走査することを必要とする取得モードに容易に拡張できることを理解されたい。このようなプロトコルでは、テーブルを次の位置に割り出す前に、全ての心拍時相についての投影データを取得するまでＸ線はオンにする。例えば、拡張末期の時相及び収縮末期の時相で患者を走査することが可能である。データ取得の際、これらの２つの時相に対応するデータ・セットは、テーブルを次の位置へ動かす前に取得する。

従って、本発明は、走査対象の被検体を受け入れるための開口部を持つ回転可能なガントリと、該開口部を通って前後に動かすことの可能なテーブルとを有するＣＴイメージング・システムを含む。該システムはまた、テーブル上に配置された被検体を第１のデータ取得位置へ動かすように構成されている制御装置を有する。この制御装置は更に、第１のデータ取得位置にある被検体からのイメージング・データの取得を、被検体の心拍サイクルと協調させるように構成されている。更に、制御装置は、第１のデータ取得位置で取得されたイメージング・データが容認できると見なされた場合だけ、第１のデータ取得位置とは異なる被検体データ取得位置へ被検体を進めるように構成されている。

本発明は更に、心臓ＣＴイメージング方法を含み、該方法では、複数の離散的なデータ取得位置の内の第１のデータ取得位置に被検体を位置決めする。次いで、被検体を第１のデータ取得位置に位置決めした状態で、ゲート式ＣＴデータのデータ・セットを被検体の心臓領域から取得する。本方法は更に、データ・セットが有効であるか判定する段階と、有効である場合は、被検体を第１のデータ取得位置とは異なる第２のデータ取得位置に位置決めする段階とを含む。データ・セットが無効である場合、本方法は更に、被検体を第１のデータ取得位置に位置決めした状態で、ゲート式ＣＴデータのデータ・セットを被検体の心臓領域から再取得する段階を含む。

本発明はまた、一組の命令を表すコンピュータ・プログラムがその上に記憶されているコンピュータ読出し可能な記憶媒体で具現化される。該一組の命令は、コンピュータによって実行されたとき、ＣＴシステムのテーブル上に位置決めされた走査対象の被検体を複数の離散的な走査位置に増分的に平行移動させるようにコンピュータを動作させる。コンピュータは更に、各走査位置で生理事象ゲート式ＣＴデータを取得し、且つ各走査位置でデータ取得中の走査対象被検体の生理的運動を監視するように動作させられる。該一組の命令は更に、走査位置に位置決めされているときの走査対象被検体からのデータ取得中に走査対象被検体の生理的運動の不規則さが検出された場合、該走査位置での走査対象被検体からのデータ取得を中断するように、コンピュータを動作させる。

本発明は更に、内部に配置されたＸ線源を持つと共に、その中に走査対象の被検体を配置した開口部の周りを回転するように構成された回転可能なガントリを含んでいるスキャナを対象とする。スキャナは更に、走査対象の被検体から心臓運動データを取得するように構成されているＥＣＧモニタと、ガントリの完全な一回転を複数の部分的走査に分けて規定するように構成されている制御装置とを有する。制御装置は更に、隣接の部分的走査の中心投射角度が大体πラジアンだけ異なるようにガントリを回転させる構成を有する。

また本発明では、走査対象の被検体を受け入れるための開口部を含む回転可能なガントリと、回転可能なガントリ内に配置され且つＣＴデータ取得の際に被検体にＸ線の扇形ビームを投射するように構成されているＸ線源とを有するものとして、ＣＴイメージング・システムも開示する。本システムは更に、開口部を通って前後に動かすことの可能なテーブルと、一対の相補的な半走査でサンプリング領域から心臓ゲート式ＣＴデータを取得するようにプログラムされているコンピュータとを含んでいる。コンピュータは更に、一つの半走査でのＸ線の中心投射角度が相補的な半走査でのＸ線の中心投射角度からほぼπラジアンだけ異なるように、サンプリング領域からのＣＴデータ取得中に回転可能なガントリをガントリ速度で回転させるようにプログラムされている。

ＣＴイメージング方法もまた開示する。本方法は、データ取得のために走査対象被検体を平行移動させるべき複数の離散的な走査位置を規定する段階と、走査対象被検体が離散的な走査位置に位置決めされているときに環状の回転経路に沿って走査対象被検体の周りを所定の回転速度で一連の投射角度にＸ線源を回転させる段階とを含む。本方法は更に、Ｘ線源の各一回転を第１の半走査及び第２の半走査に分けて規定する段階と、第１の半走査の各投射角度について、第２の半走査の相補的な投射角度を規定する段階とを含む。本方法はまた、第１の半走査の投射角度が第２の半走査の相補的な投射角度からほぼπラジアンだけ異なるように、Ｘ線源の回転速度を制御する段階も含む。

また、ＣＴスキャナを開示する。ＣＴスキャナは、走査対象の被検体にＸ線を投射するように構成されているＸ線源と、Ｘ線源によって投射されて被検体によって減弱したＸ線を検出するように構成されているＸ線検出器アセンブリとを含む。ＣＴスキャナはまた、一対の隣接の部分的走査においてイメージングすべきイメージング・ボリュームを規定し、且つ第１の部分的走査においてイメージング・ボリュームの全部よりも小さい部分から第１組のＣＴデータを取得するようにプログラムされているコンピュータを含む。コンピュータは更に、第２の部分的走査においてイメージング・ボリュームの全部よりも小さい部分から第２組のＣＴデータを取得し、且つ第１及び第２組のＣＴデータを組み合わせてイメージング・ボリュームの空間的カバー範囲を持つ複合データ・セットを形成するようにプログラムされている。次いで、コンピュータは複合データ・セットからイメージング・ボリュームのＣＴ画像を再構成する。

また、ＣＴイメージング方法も開示する。本方法は、そこからＣＴデータを取得しようとするイメージング・ボリュームを規定する段階と、走査対象の被検体を複数の離散的な走査位置の内の１つに平行移動させる段階とを含んでいる。本方法は更に、被検体が前記１つの離散的な走査位置に位置決めされている間に一連の部分的走査でＣＴデータを繰り返し取得する段階と、前記一連の部分的走査で取得されたＣＴデータを混合(blend) して、再構成のための単一のデータ・セットを形成する段階とを含む。

また、本発明は、一組の命令を表すコンピュータ・プログラムが記憶されているコンピュータ読出し可能な記憶媒体を含み、該一組の命令は、コンピュータによって実行されたとき、第１の半走査において第１組の心臓ゲート式ＣＴデータを取得し且つ第２の半走査において第２組の心臓ゲート式ＣＴデータを取得するようにコンピュータを動作させ、第２組の心臓ゲート式ＣＴデータを取得するサンプリング領域の内の一部分が第１組の心臓ゲート式ＣＴデータを取得するサンプリング領域の内の別の部分と隣接するようにする。コンピュータは更に、第１組の心臓ゲート式ＣＴデータを第２組の心臓ゲート式ＣＴデータと比較して重み関数を決定し、該重み関数で第１組の心臓ゲート式ＣＴデータに重み付けするように作動される。コンピュータは次いで、サンプリング領域の画像再構成のために、前記重み付けした第１組の心臓ゲート式ＣＴデータを第２組の心臓ゲート式ＣＴデータと組み合わせる。

本発明を好ましい実施形態について説明したが、明確に述べたものの他に、等価物、代替物、及び変更が特許請求の範囲内で可能であることが認められよう。

従来の心臓ＣＴデータ取得の場合に起こり得るカバー範囲の隙間を例示する、時間とｚ方向の検出器列位置との間の関係を示すグラフである。 本発明を取り入れたＣＴシステムの斜視図である。 図２に例示したシステムのブロック構成図である。 本発明による心臓ＣＴデータ取得のプロセスを表す流れ図である。 本発明の別の実施形態による心臓ＣＴデータ取得のプロセスを表す流れ図である。 模範的なＥＣＧ信号の概略図である。 本発明の別の実施形態によるオーバーラップするデータ取得領域を例示する概略図である。 所与の心拍サイクルに対するデータ取得時間及び走査間遅延を例示する模範的なＥＣＧ信号の概略図である。 従来の方法での心臓の逐次的走査を例示する概略図である。 本発明の一実施形態に従った心臓の非逐次的走査を例示する概略図である。 一対の相補的な半走査でイメージングされているイメージング・ボリュームを例示する概略図である。 本発明による部分的走査手法のプロセスを表す流れ図である。

符号の説明

２ 心拍サイクルを表す線
４ 検出器列の位置を表す線
６ 再構成窓
８ 隣り合うボリューム間の隙間
１０ ＣＴイメージング・システム
１２ ガントリ
１４ Ｘ線源
１６ Ｘ線ビーム
１８ 検出器アレイ
２０ 複数の検出器
２２ 患者
２４ 回転中心
２６ 制御機構
３３ ＥＣＧモニタ
３５ 導線
４８ ガントリの開口部
５０ 離散的な走査位置に増分的に歩進させる手法
７６ データ取得を中断する手法
１０２ ＥＣＧ信号
１０４ Ｒピーク
１０５ Ｒ−Ｒ間隔
１０６ データ取得窓
１０８ データ取得
１１０ データ取得
１１２ データ取得
１１４ ＥＣＧ信号
１１６ データ取得時間
１１８ 走査間遅延
１２０ 心臓
１２２ サンプリング・ボリューム
１２４ 扇形ビーム
１２６ 未サンプリング領域
１２８ 扇形ビーム
１３０ 未サンプリング領域

Claims (10)

1. 回転するガントリに設けられ、走査対象の被検体（２２）にＸ線（１６）を投射するように構成されているＸ線源（１４）と、前記Ｘ線源（１４）によって投射され且つ前記被検体（２２）によって減弱したＸ線を検出するように構成されているＸ線検出器アセンブリ（１８）と、コンピュータ（３６）と、を有するＣＴスキャナ（１０）であって、
   前記コンピュータ（３６）は、
   一対の隣接の部分的走査（１２４，１２８）においてイメージングすべきイメージング・ボリューム（１２２）を規定し、
   第１の部分的走査（１２４）において前記イメージング・ボリュームの一部分（１３０）から第１組のＣＴデータを取得し、
   第２の部分的走査（１２８）において前記イメージング・ボリュームの他の一部分（１２６）から第２組のＣＴデータを取得し、
   前記第１及び第２組のＣＴデータの取得（８４）が測定した心臓運動（１１４）と同期し、前記第１及び第２の部分的走査の中心投射角度がπだけ異なるように、前記ガントリの回転速度を前記測定した心臓運動（１１４）に基づいて制御し、
   前記第１及び第２組のＣＴデータを組み合わせて前記イメージング・ボリューム（１２２）の空間的カバー範囲を持つ複合データ・セットを形成し、
   前記複合データ・セット（１５６）から前記イメージング・ボリュームのＣＴ画像を再構成するようにプログラムされていること、
   を特徴とするＣＴスキャナ（１０）。
2. 前記コンピュータ（３６）は更に、前記第２の部分的走査（１２８）の空間的カバー範囲（１２６）に部分的にオーバーラップする前記第１の部分的走査（１２４）についての空間的カバー範囲（１３０）を規定するようにプログラムされている、請求項１記載のＣＴスキャナ。
3. 前記コンピュータ（３６）は更に、
   π−Γ≦βＡ−βＢ≦π＋Γ
   に基づいて前記ガントリの回転速度を設定するようにプログラムされており、
   ここで、Γはπからの許容可能な変化を記述するパラメータであり、βＡ 及びβＢ は隣接の半走査の中心投射角度である、請求項１または２に記載のＣＴスキャナ。
4. Γ＝π／４である、請求項３記載のＣＴスキャナ。
5. 前記コンピュータ（３６）は更に、前記第１及び第２組のＣＴデータについて列毎の扇形から平行へのビーム・リビンニングを行う（１４０）ようにプログラムされている、請求項１乃至４のいずれかに記載のＣＴスキャナ。
6. 前記コンピュータ（３６）は更に、前記第２組のＣＴデータに基づいて前記第１組のＣＴデータに重み付けする（１４６）か前記第１組のＣＴデータに基づいて前記第２組のＣＴデータに重み付けする（１４６）ことの一方を行うようにプログラムされている、請求項５記載のＣＴスキャナ。
7. 更に、前記被検体（２２）の前記心臓運動（１１４）を監視するＥＣＧモニタ（３３）が設けられている、請求項１乃至６のいずれかに記載のＣＴスキャナ。
8. 前記コンピュータ（３６）は更に、被検体（２２）が所与のテーブル位置に固定されている間に前記第１及び第２組のＣＴデータを取得する（８４）ようにプログラムされている、請求項１乃至７のいずれかに記載のＣＴスキャナ。
9. 前記コンピュータ（３６）は更に、隣接の部分的走査を半走査（１２４，１２８）として規定するようにプログラムされている、請求項１記載のＣＴスキャナ。
10. 前記コンピュータ（３６）は更に、被検体（２２）の測定された各心拍サイクル（１１４）にわたって検出器（１８）カバー範囲の一部分だけ前記ガントリの開口部（４８）に被検体（２２）を平行移動させるようにプログラムされている、請求項１乃至９のいずれかに記載のＣＴスキャナ。
    
    

Images