(57)【要約】【課題】心臓の機械的運動及び呼吸運動を加味して心画像から心臓サイクルを検出する。【解決手段】放射線撮影装置（１）と共に用いられる心臓運動のための方法であって、心臓の領域の一連の連続した画像Ｉnを取得し、このようにして取得された画像の少なくとも幾つかを解析して心臓運動を識別し、この運動から出発して心臓サイクルを決定する。この方法は、自動型であって、適当なコンピュータ・プログラムによって具現化してよい。【選択図】    図１
2004188196.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ａ．心臓の領域の一連の連続した画像Ｉnを取得する工程と、
ｂ．心臓運動を識別するために、前記のようにして取得された画像の少なくとも幾つかを解析する工程と、
ｃ．前記運動から出発して心臓サイクルを決定する工程とを備えた心臓運動の検出方法。
【請求項２】
ａ．前記心臓の領域の一連の連続した画像Ｉnを取得する工程と、
ｂ．前記心臓の頭尾軸を決定する工程と、
ｃ．各々の画像Ｉnについて、前記心臓の前記頭尾軸に垂直な線に沿って、前記心臓の領域内の血管を表わす画像上の各点の減弱係数の集合を前記一連の画像について算出する工程と、
ｄ．前記一連の画像のうち連続する２枚の画像Ｉn及びＩn+1の各々について算出された前記減弱係数の集合から出発して、当該連続する２枚の画像ＩnとＩn+1との間の積分超過量ｋn,n+2を算出する工程と、
ｅ．前段で算出したすべての積分変位から出発して心臓サイクルを決定する工程とを含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記工程（ｂ）は、
ｂ１．前記一連の画像における各々の画像Ｉnについて、前記心臓領域内の血管のみを保持して、関連する閾値処理後の画像ＩＳnを算出する工程と、
ｂ２．前記心臓の前記軸に垂直な線に沿って、閾値処理後の画像から出発して、前記画像上の各点についてのすべての減弱係数を決定する工程とを含んでいる、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記閾値処理後の画像ＩＳnを算出する工程は、
ｂ１ｉ．保持すべき前記心臓領域内の血管の少なくとも一つの寸法、具体的には直径を決定する工程と、
ｂ１ii．保持すべき前記心臓領域内の血管の最大寸法から出発して、閉鎖画像を算出する工程と、
ｂ１iii．前記初期画像から前記閉鎖画像を減算することにより中間画像を算出する工程と、
ｂ１iv．前記中間画像に対して適当な閾値処理を適用することにより、前記閾値処理後の画像を算出する工程とを含んでいる、請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記閾値処理は、前記中間画像のピクセルの約１５％のみを保持するように適用される、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
線ｉに沿った画像Ｉn上の各点の前記減弱係数の集合は、当該線に沿った減弱係数の線積分
【数１】
2004188196.tif 000017
によりモデル化される、請求項２〜請求項５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項７】
前記線積分は、線ｉについて次の式により表わされ、
【数２】
2004188196.tif 000018
式中、
【数３】
2004188196.tif 000019
及び
【数４】
2004188196.tif 000020
であり、ここで、
Ｒ00は、放射線の初期強度であり、
Ｃ（Ｍ）は、放射線源と、当該画像Ｉn上のピクセルとして座標（ｉ，ｊ）を有する画像Ｉn上の点Ｍとの間の経路であり、
μは、経路Ｃ（Ｍ）に沿った局所的減弱係数であって、交差した組織の性質及び用いられている前記放射線の波長に依存しており、
Ｖは、前記放射線が透過した被投影血管に属する画像Ｉn上のすべての点を表わし、
Ｆは、画像Ｉnに投影された他の組織に属するすべての点を表わす、請求項６に記載の方法。
【請求項８】
連続する２枚の画像ＩnとＩn+1との間の前記積分変位ｋn,n+1は、各々の連続した画像に関連するすべての線積分から出発して算出される、請求項６又は請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記積分変位は、
【数５】
2004188196.tif 000021
型のコスト関数を最小化するｋn,n+1の値である、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
ｆ．前段で決定された心臓サイクルから出発して、前記一連の画像から心臓サイクルにおける同期画像の部分集合を選択する工程を含んでいる請求項１〜請求項９のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１１】
ｇ．同期画像の間での患者（１００）の呼吸による積分変位を決定する工程であって、工程（ｃ）と同じ方法で実行される決定する工程を含んでいる請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
放射線の線源を提供する手段（３）と、
該線源に対向して設けられている画像を記録する手段（２）と、
前記線源と前記画像を記録する手段との間に配置されている支持する手段であって、該支持する手段の上に、撮像したい心臓（４）の領域を有する患者（１００）が載置される、支持する手段と、を備えた放射線撮影装置（１）であって、
請求項１〜請求項１１のいずれか一項に記載の方法を具現化する手段を含んでいる放射線撮影装置（１）。
【請求項１３】
ａ．心臓の領域の一連の連続した画像Ｉnを取得する工程と、
ｂ．心臓運動を識別するために、前記のようにして取得された画像の少なくとも幾つかを解析する工程と、
ｃ．前記運動から出発して心臓サイクルを決定する工程とをコンピュータに実行させるコンピュータ読み取り可能なプログラム・コード手段を備えたコンピュータ・プログラム。
【請求項１４】
コンピュータ読み取り可能なプログラム・コード手段を具現化させたコンピュータ利用可能な媒体を備えたコンピュータ・プログラム・プロダクトであって、
ａ．心臓の領域の一連の連続した画像Ｉnを取得する工程をコンピュータに実行させるように前記媒体内に具現化されているコンピュータ読み取り可能なプログラム・コード手段と、
ｂ．心臓運動を識別するために、前記のようにして取得された画像の少なくとも幾つかを解析する工程をコンピュータに実行させるように前記媒体内に具現化されているコンピュータ読み取り可能なプログラム・コード手段と、
ｃ．前記運動から出発して心臓サイクルを決定する工程をコンピュータに実行させるように前記媒体内に具現化されているコンピュータ読み取り可能なプログラム・コード手段とを備えたコンピュータ・プログラム・プロダクト。
【請求項１５】
コンピュータ読み取り可能なプログラム・コード手段を具現化させたコンピュータ読み取り可能な媒体を備えておりコンピュータ・システムと共に用いられる製品であって、前記プログラム・コード手段は、
ａ．心臓の領域の一連の連続した画像Ｉnを取得する工程をコンピュータに実行させるように前記媒体内に具現化されているコンピュータ読み取り可能なプログラム・コード手段と、
ｂ．心臓運動を識別するために、前記のようにして取得された画像の少なくとも幾つかを解析する工程をコンピュータに実行させるように前記媒体内に具現化されているコンピュータ読み取り可能なプログラム・コード手段と、
ｃ．前記運動から出発して心臓サイクルを決定する工程をコンピュータに実行させるように前記媒体内に具現化されているコンピュータ読み取り可能なプログラム・コード手段とを備えている、製品。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、患者の心臓運動又は心臓サイクルの検出の方法及び装置に関する。さらに具体的には、本発明は、冠状血管のアンジオグラムから出発する心臓サイクルの検出に関する。
【背景技術】
【０００２】
冠状動脈内への造影剤の選択的注入時に放射線撮影装置を用いて取得される冠状動脈の画像からの心臓運動の識別は、次のような多くのアルゴリズムにおいて有用である。すなわち、
異なる心臓サイクルを通じた一連の画像での密度変化の解析に基づいて行なわれる心筋灌流指標の算出、
固定された系列の生成、換言すると、当該系列を構成する異なる画像間に冠状動脈の変位が全く存在しない又はごく僅かであるような系列の生成、
同じ一人の患者についての２系列のマルチ・モーダル系列の同期、例えば一方の系列がフルオロスコピーで取得され、他方の系列が従来の記録モードで取得されて、これら２系列の画像が可能性として合成される場合、及び、
心臓サイクル内の同じ瞬間を表わすように選択された一連の画像から、公知の再構成アルゴリズムを適用することによる三次元画像再構成の生成、等のアルゴリズムである。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
しかしながら、これらのアルゴリズムを用いるときには問題点がある。第一の問題点は、心電図（ＥＣＧ）信号は、系列内で取得される各々の画像に関連する心臓サイクル内の瞬間を知っている必要がある。しかしながら、この信号は必ずしも画像と共に直接的に入手可能である訳ではない。さらに、ＥＣＧ信号は、心筋の刺激を表わす電気信号であって、心筋の実効的な機械的運動を表わすものではない。しかしながら、公知のアルゴリズムの適用例では、注射された冠状動脈の位置を知る必要があり、換言すると、心臓の機械的挙動を知る必要がある。
【０００４】
第二の問題点は、取得時に患者は呼吸している可能性があり、すなわち２回の異なる心臓サイクルからの画像は僅かながら異なっている可能性があることである。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明の一実施形態は、以上に述べた問題点を解決することが可能な心臓運動の検出方法を提供する。本発明の一実施形態は、心臓運動検出方法であって、放射線の線源を提供する手段と、線源に対向して配置されている記録する手段と、線源及び記録する手段の間に配置されており、心臓の領域の画像を形成したい患者を載置するための支持する手段とを備えた形式の放射線撮影装置内で具現化されるように設計されている。この方法は、自動型であって、適当なコンピュータ・プログラムによって具現化してよい。
【０００６】
本方法の一実施形態は、
ａ）心臓の領域の一連の連続した画像Ｉnを取得する工程と、
ｂ）心臓運動を識別するために、このようにして取得された画像の少なくとも幾つかを解析する工程と、
ｃ）この運動から出発して心臓サイクルを決定する工程とを含んでいる。
【０００７】
このように、本方法の実施形態を用いて、放射線撮影装置によって取得される一連の画像から出発して心臓サイクル時の心臓の実効的な機械的運動を決定することができ、このとき異なる画像を心電図と同期させ得るようにする心電図信号は必要ない。さらに、本方法の一実施形態は、一連の画像における連続した画像の間の積分変位の算出時に、これら一連の画像に含まれる２回の心臓サイクルの間に生じ得る僅かな差を評価することができる。
【０００８】
本発明の一実施形態は、放射線の線源を提供する手段と、線源に対向して配置されている記録する手段と、線源及び記録する手段の間に配置されており、心臓の領域を画像化したい患者を載置するための支持する手段とを備えた形式の放射線撮影装置であって、当該放射線撮影装置は上述の方法を具現化する手段を備えている。
【０００９】
本発明のその他の特性及び利点は、以下の本発明の実施形態についての記載及び図面からさらに十分に理解されよう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
図１について説明する。放射線撮影装置１が、画像を記録する手段２と、Ｘ線源のような放射線の線源を提供する手段３とを含んでいる。画像を記録する手段２は、平面センサの放射線撮像用プレート、又はカメラに付設されている輝度増幅器を含んでいてよい。放射線源３及び画像を記録する手段２は、本例では半円形を有しておりポジショナとして作用する支持アーム７の各々の端部に固定されている。半円形アーム７は、第二のアーム８上を摺動することにより連結されている。第二のアーム８は、放射線撮影装置１の設置台９を中心として回転するように連結されている。設置台９は、床面に関して回転自在１２である。
【００１１】
アーム８は本質的に、アーム８自体の軸の周りで回転運動６を行なうことが可能である。半円形アーム７は、アーム８に関して摺動可能であり、半円形アーム７が当該アーム７を形成する半円の中心に関して回転運動５を行なうようになっている。
【００１２】
利用時には、患者１００の身体は、患者１００の心臓４が装置の撮像視野１０内に位置するようにして、放射線源３と画像を記録する手段２との間で支持する手段（図示されていない）の上に配置される。
【００１３】
図２について説明する。患者１００は放射線撮影装置１の支持する手段の上に横臥しており、一方、放射線源３及び画像を記録する手段２は患者を中心として回転５を行なう。本例では、患者１００の頭尾（cranio-caudal）軸は、回転５の運動軸に近似的に平行になっている。解剖学的には、心臓サイクル時には、心臓の頭尾軸に垂直な心臓の二つの平面が、該頭尾軸を中心とする回転運動に伴って同じ頭尾軸に沿って相対的な並進運動を行なう。結果として、患者１００が放射線撮像装置１内に配置されている状態で、心臓の頭尾軸に垂直な心臓の各々の平面Ｐtは線Ｌtに沿って画像を記録する手段に投影され、このとき画像を記録する手段は画像Ｓtを取得する。
【００１４】
時刻ｔ＋δｔにおいて、放射線源３及び画像を記録する手段２を支持している半円形アーム７がその軸の周りで回転運動５を行なったときに、上述の平面Ｐtは心臓の頭尾軸に沿った並進、及び同じ軸の周りでの回転を生じて、位置Ｐt+δtに位置しており、次いで、この位置の平面Ｐt+δtは、この瞬間に取得される画像Ｓt+δt上に図示されている線Ｌt+δtに沿って画像を記録する手段２に投影される。Ｐt及びＰt+δtの各平面は、同種の心臓組織を同程度に横断している。組織は組織を透過した放射線を可変量だけ減弱させるので、線Ｌtに沿った減弱の和は線Ｌt+δtに沿った減弱の和に近似的に等しい。従って、平面Ｐの変位を決定するために必要なことは、画像を記録する手段２上の平面Ｐの投影の変位、換言するとＬtからＬt+δtまでの線Ｌの変位を算出することだけである。
【００１５】
放射線源３によって放出される射線の強度Ｒ00を考える。心臓の冠状血管に造影剤を注入した後に得られる画像Ｉは次の式によってモデル化することができる。
【００１６】
【数６】
2004188196.tif 000003
【００１７】
式中、Ｃ（Ｍ）は、図２において点Ｏによってモデル化されている放射線源３と画像上の点Ｍとの間の経路であり、点Ｍは、画像上のピクセルとして座標（ｉ，ｊ）を有している。μは、経路Ｃに沿った局所的減弱係数であって、透過した組織の性質及び用いられているＸ線の波長に依存している。Ｖは、放射線が透過した被投影血管に属する画像上のすべての点を表わし、Ｆは、画像に投影された他の組織に属するすべての点を表わす。
【００１８】
仮に画像が注入を受けていないものであれば、血管内に位置していない点の寄与が得られて、換言すると画像Ｉ0は次のようにモデル化されていたであろう。
【００１９】
【数７】
2004188196.tif 000004
【００２０】
結果として、本方法の原理は、次の指数項
【００２１】
【数８】
2004188196.tif 000005
【００２２】
が保存されているという事実に基づいている。この要素は一連の画像内の異なる画像から算出され、次いで、これら一連の画像内の連続した２枚の画像の間での心臓の垂直変位が決定される。
【００２３】
一実施形態では、取得する手段すなわち放射線撮影用プレート２によって取得される画像は、図３に示すような形式のものである。図３では、系列内の画像ＩＯn及び次の画像ＩＯn+1が示されており、画像は後になるほど冠状血管への造影剤の注入によって見易く、また暗くなっている。本方法の第一の工程は、抽出したい動脈の最大寸法、換言すると冠状動脈の直径を求めて、図３に示すような初期画像ＩＯnに対して閉鎖マスク（closing mask）を適用することである。この閉鎖マスクは、予め決定されている抽出したい動脈の寸法と同等の大きさの構造化要素を引き出すことができる。この形式のマスクの適用は減算画像を算出することを含んでおり、減算画像は、前段で算出されている対応する初期画像から閉鎖マスクを減算することにより得られる。しかしながら、この動作は画像に存在するすべての寄生構造を解消する訳ではない。このことを達成するために、本方法は、ピクセルの約１５％を保持するような閾値を算出することにより、減算画像に対して適応型閾値処理を適用する。この想定は、画像が取得されたときに造影剤を含んでいる冠状血管が最大のコントラストを与えるという事実に基づいている。結果として、図４に示すもののような閾値処理したコントラスト画像が得られ、図４では、画像ＩＳnが原画像ＩＯnの閾値処理後の画像であり、同様に、閾値処理後の画像ＩＳn+1は原画像ＩＯn+1の閾値処理後の画像である。
【００２４】
第二の工程では、本方法は、下の式（数１０）に従って、異なる閾値処理後の画像ＩＳnの線積分
【００２５】
【数９】
2004188196.tif 000006
【００２６】
をピクセル線ｉ毎に決定する（本例ではこれらのピクセル線は心臓の頭尾軸に垂直である）。
【００２７】
【数１０】
2004188196.tif 000007
【００２８】
この結果、各々の画像ＩＳn毎に図５に示す線積分
【００２９】
【数１１】
2004188196.tif 000008
【００３０】
のｉ個の値が得られる。図５において、ＩＡnは画像ＩＳnに関連する線積分の集合であり、ＩＡn+1は画像ＩＳn+1に関連する線積分の集合である。
【００３１】
次の工程では、本方法は、上で算出したすべての線積分ＩＡnから出発して、各々の原画像ＩＯnに関連している画像の系列について積分変位を算出する。この画像の系列についての積分変位の計算から心臓の実効的な機械的運動が決定されるか、或いは少なくとも心臓の頭尾軸に垂直な異なる平面の頭尾軸に沿った並進の変化が決定され、ここでは画像ＩＯn上でこれらの平面の各々の投影がピクセル線ｉとなっている。本工程を達成するために、前の説明では、頭尾軸に垂直な平面Ｐtからの投影点の減弱係数の和が保存され、換言すると線積分の値
【００３２】
【数１２】
2004188196.tif 000009
【００３３】
が保存されることを示した。本方法は、この並進に沿って、連続する２枚の画像ＩＯnとＩＯn+1との間の変位を算出する。次いで、本方法は、考察している連続する２枚の画像の各々に関連する線積分ＩＡn及びＩＡn+1から出発して、下記のように定義されるコスト関数Ｆn,n+1を最小化する変位ｋn,n+1を決定する。
【００３４】
【数１３】
2004188196.tif 000010
【００３５】
このようにして求めた値ｋn,n+1は、考察している連続する２枚の画像の間の心臓の頭尾軸に沿った実効的な並進変位に等しい。画像系列全体について求められた値ｋn,n+1の集合は、図６に示すような心臓サイクルを示すものとなる。
【００３６】
一実施形態によれば、付加的な工程として、本方法は、事象系列が各回の心臓サイクルにおいて近似的に同じであると仮定して、予め求めた最初のサイクルから得られる任意の原画像の同期画像を決定する。しかしながら、もう一つの変化形態の実施形態において、求められるすべての同期画像が三次元画像再構成を可能にするものであるべき場合には、放射線撮影装置１の半円形アーム７の回転の開始時に得られる冠状血管に造影剤が実際に注射されているときの画像を考慮に入れなければならない。様々な試験から判明したところによると、合計約２００枚の画像を含む系列のうち約１００枚の十分に注入した状態での画像を用いることができ、これら約１００枚の十分に注入した状態での画像の中から三次元再構成に利用可能な少なくとも３枚の同期画像を求めることができる。
【００３７】
さらにもう一つの変化形態の実施形態では、本方法は、本方法への入力データとして用いられる画像系列の取得時における患者の呼吸運動による心臓の変位を算出する。この工程では、本方法は、上で選択されたすべての同期画像に基づいて行なわれる。前述の工程と極く似た態様で、本方法は、呼吸運動による心臓変位を算出する。この運動を記述するために、本方法が３枚の同期画像Ｉ1、Ｉ2及びＩ3、並びに関連する閾値処理後の画像ＩＳ1、ＩＳ2及びＩＳ3を用いるものと想定する。これら３枚の画像から出発して、画像Ｉ1と画像Ｉ3との間の並進が、画像Ｉ1とＩ2との間の並進と、画像Ｉ2とＩ3との間の並進との和に等しい、換言するとｋ13＝ｋ12＋ｋ23という事実を考慮に入れてコスト関数Ｆ123を定義する。
【００３８】
この新たなコスト関数Ｆ123の表現は次のようになる。
【００３９】
【数１４】
2004188196.tif 000011
【００４０】
このように、画像Ｉ1とＩ2との間の変位ｋ12、及び画像Ｉ2とＩ3との間の変位ｋ23は、画像Ｉ1と画像Ｉ2との間の呼吸運動、及び画像Ｉ2と画像Ｉ3との間の呼吸運動による変位をそれぞれ示しており、ここではｋ12及びＫ23がＦ123を最小化する。
【００４１】
このように、同期画像から出発して三次元画像再構成を行なう前に、放射線撮影装置１は、上で算出した呼吸による変位から出発して、これらの画像を並進によって公知の画像補正アルゴリズムによって補正し、次いで公知の投影マトリクス補正アルゴリズムによって補正する。
【００４２】
様々な実施形態に応じて、本方法は、次の特徴の１以上を含んでいてよい。
【００４３】
（ａ）心臓の領域の一連の連続した画像Ｉnを取得すること、
（ｂ）心臓の頭尾軸を決定すること、
（ｃ）各々の画像Ｉnについて、心臓の頭尾軸に垂直な線に沿って、心臓の領域内の血管を表わす画像上の各点での減弱係数の集合を一連の画像について算出すること、
（ｄ）一連の画像のうち連続する２枚の画像Ｉn及びＩn+1の各々について算出された減弱係数の集合から出発して、これら連続する２枚の画像ＩnとＩn+1との間の積分超過量（overrun）ｋn,n+1を算出すること、及び
（ｅ）上で算出したすべての積分変位から出発して心臓サイクルを決定すること。
【００４４】
また、心臓の頭尾軸の決定は、次の各工程を含んでいてよい。
【００４５】
（ｂ１）一連の画像における各々の画像Ｉnについて、心臓領域内の血管のみを保持して、関連する閾値処理後の画像ＩＳnを算出すること、及び
（ｂ２）心臓の軸に垂直な線に沿って、閾値処理後の画像から出発して、画像上の各点についてのすべての減弱係数を決定すること。
【００４６】
閾値処理後の画像ＩＳnの算出は、次の各工程を含んでいてよい。
【００４７】
（ｂ１ｉ）保持すべき心臓領域内の血管の少なくとも一つの寸法、具体的には直径を決定すること、
（ｂ１ii）保持すべき心臓領域内の血管の最大寸法から出発して、閉鎖画像を算出すること、
（ｂ１iii）初期画像から閉鎖画像を減算することにより中間画像を算出すること、及び
（ｂ１iv）中間画像に対して適当な閾値処理を適用することにより、閾値処理後の画像を算出すること。
【００４８】
ここで、閾値処理は、中間画像のピクセルの約１５％のみを保持するように適用され、
線ｉに沿った画像Ｉn上の各点の減弱係数の集合は、この線に沿ったこれらの減弱係数の線積分
【００４９】
【数１５】
2004188196.tif 000012
【００５０】
によってモデル化され、
線積分は、線ｉについて次の式によって表わされる。
【００５１】
【数１６】
2004188196.tif 000013
【００５２】
式中、
【００５３】
【数１７】
2004188196.tif 000014
【００５４】
及び
【００５５】
【数１８】
2004188196.tif 000015
【００５６】
であり、ここで、Ｒ00は、放射線源によって放出される放射線の初期強度であり、Ｃ（Ｍ）は、放射線源と、当該画像Ｉn上のピクセルとして座標（ｉ，ｊ）を有する画像上の点Ｍとの間の経路であり、μは、経路Ｃに沿った局所的減弱係数であって、交差した組織の性質及び用いられている放射線の波長に依存しており、Ｖは、放射線が透過した被投影血管に属する画像Ｉn上のすべての点を表わし、Ｆは、画像Ｉnに投影された他の組織に属するすべての点を表わす。
【００５７】
連続する２枚の画像ＩnとＩn+1との間の積分変位ｋn,n+1は、各々の連続した画像に関連するすべての線積分から出発して算出され、
積分変位は、
【００５８】
【数１９】
2004188196.tif 000016
【００５９】
型のコスト関数を最小化するｋn,n+1の値である。
【００６０】
本方法は、前回決定された心臓サイクルから出発して、一連の画像から心臓サイクルにおける同期画像の部分集合を選択する付加的工程（ｆ）を含んでいてよい。
【００６１】
本方法はまた、同期画像の間での患者（１００）の呼吸による積分変位を決定する工程（ｇ）を含んでいてよく、この決定は、工程（ｃ）と同じ方法で実行される。
【００６２】
当業者は、本発明の範囲及び領域から逸脱せずに、開示した実施形態及びその均等構成について構造／方法及び／又は作用及び／又は結果の改変を行ない又は提案することができる。
【図面の簡単な説明】
【００６３】
【図１】本方法を具現化することが可能な放射線撮影装置の線図である。
【図２】本方法の原理図である。
【図３】本方法の際に取得される連続する２枚の画像を示す図である。
【図４】図３の画像をセグメント分割画像へ変換する図である。
【図５】図４の画像について本方法を用いて算出される減弱係数を表わす図である。
【図６】本方法を用いて得られる心臓サイクルを示す図である。
【符号の説明】
【００６４】
１  放射線撮影装置
２  画像を記録する手段
３  放射線の線源を提供する手段
４  心臓
５  アーム７の回転
６  アーム８の回転
７  半円形支持アーム
８  第二のアーム
９  設置台
１０  放射線撮影装置の撮像視野
１２  設置台の床面に対する回転
１００  患者
【図１】
2004188196.tif 000022
【図２】
2004188196.tif 000023
【図４】
2004188196.tif 000024
【図５】
2004188196.tif 000025
【図６】
2004188196.tif 000026
【図３】
2004188196.tif 000027