(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者（２）の心臓および／または血管の画像データセット（Ｂ）を作成するために、患者（２）の心臓リズムの心電図信号（Ｅ）から、心臓リズムに合わせられた撮影パルス（Ａi，Ａ*）列が導き出され、撮影パルス列により画像撮影がパルス制御され、未来の撮影パルス（Ａ0）の開始時点（ｔa0）および終了時点（ｔe0）が、心臓リズムの不規則性を特徴付ける少なくとも１つの変動パラメータ（Ｔmax，Ｔmin，ａ，ｂ，σ）により決定され、変動パラメータ（Ｔmax，Ｔmin，ａ，ｂ，σ）の少なくとも１つが、予め定められた個数の先行する心周期（Ｚi）の分析によって統計学的に決定される医用画像撮影方法において、変動パラメータとして、分析された心周期（Ｚi）の周期期間（Ｔi）の傾向（ａ，ｂ）が用いられることを特徴とする医用画像撮影方法。
【請求項２】
変動パラメータの１つとして、分析された心周期（Ｚi）の最小期間（Ｔmin）および／または最大期間（Ｔmax）が用いられることを特徴とする請求項１記載の医用画像撮影方法。
【請求項３】
分析された心周期（Ｚi）の最小期間（Ｔmin）により直ぐ次の撮影パルス（Ａ0）の開始時点（ｔa0）が決定され、分析された心周期（Ｚi）の最大期間（Ｔmax）により直ぐ次の撮影パルス（Ａ0）の終了時点（ｔe0）が決定されることを特徴とする請求項２記載の医用画像撮影方法。
【請求項４】
変動パラメータの１つとして、分析された心周期（Ｚi）の周期期間（Ｔi）の標準偏差が用いられることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の医用画像撮影方法。
【請求項５】
変動パラメータの１つとして、傾向（ａ，ｂ）に対する心周期期間（Ｔi）の標準偏差（σ）が用いられることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の医用画像撮影方法。
【請求項６】
予め定められた個数の先行する心周期（Ｚi）にわたる平均値または中央値形成によって、心電図信号（Ｅ）の直ぐ次のＲ波（Ｒ）の予測時点（（ｔr0）median）が求められ、この予測時点（（ｔr0）median）に予想されたＲ波（Ｒ）が発生しないときに付加的な撮影パルス（Ａ*）が開始させられることを特徴とする請求項１乃至５の１つに記載の医用画像撮影方法。
【請求項７】
予め定められた個数の先行する心周期（Ｚi）にわたる平均値または中央値形成によって、心電図信号（Ｅ）の直ぐ次のＲ波（Ｒ）の予測時点（（ｔr0）median）が求められ、直ぐ次のＲ波（Ｒ*）が予測時点（（ｔr0）median）に対して予め定められた許容時間以上に早く発生したときに直ぐに、新たな撮影パルス（Ａ0）が開始させられることを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の医用画像撮影方法。
【請求項８】
画像撮影が患者（２）へのＸ線の適用のもとに行なわれ、患者に適用されたＸ線線量（Ｄ）が、各撮影パルス（Ａi）の期間中には撮影値（Ｄa）に設定され、２つの相前後する撮影パルス（Ａi）の間では撮影値（Ｄa）より低い基底値（Ｄ0）に設定されることを特徴とする請求項１乃至７の１つに記載の医用画像撮影方法。
【請求項９】
基底値（Ｄ0）は撮影値（Ｄa）の２５％に相当することを特徴とする請求項８記載の医用画像撮影方法。
【請求項１０】
画像撮影がＸ線断層撮影により行なわれ、複数のＸ線投影画像（Ｐ）が投影角を変化させながら撮影され、Ｘ線投影画像（Ｐ）から逆投影によって画像データセット（Ｂ）が作成されることを特徴とする請求項１乃至９の１つに記載の医用画像撮影方法。
【請求項１１】
患者（２）の心臓および／または血管の画像データセット（Ｂ）を作成するための画像撮影ユニット（３）と、患者（２）の心臓リズムの心電図信号（Ｅ）を検出するための心電図ユニット（４）と、請求項１乃至１０の１つに記載の方法に従って心電図信号（Ｅ）から、心臓リズムに合わせられた撮影パルス（Ａi）列を導き出し、画像撮影ユニット（３）を撮影パルス（Ａi）に応じてパルス制御するように構成されている制御ユニット（５）とを備えていることを特徴とする医用画像撮影装置。
【請求項１２】
画像撮影ユニット（３）は、アイソセンタ軸線（９）の周りを回転可能なＸ線投影画像（Ｐ）の撮影のためのＸ線放射器−検出器ユニット（６，７）と、異なる投影角のもとに撮影された複数のＸ線投影画像（Ｐ）から数値による逆投影によって画像データセット（Ｂ）を作成するように構成されている評価ユニット（１２）とを含むことを特徴とする請求項１１記載の医用画像撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、患者の心臓および／または血管の画像データセットを作成するための医用画像撮影方法、特にコンピュータ断層撮影の枠内におけるいわゆる回転血管撮影法またはいわゆる心臓走査法に関する。更に本発明はこの方法を実施するための医用画像撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
心臓および特に心臓近傍の血管を描出するための医用画像撮影方法は、一般に撮影すべき体領域が心拍動によって絶え間のない周期的な運動の影響下にあり、それにより心周期の同じ点で撮影された画像しか直接的に相互に比較できないという問題が存在する。この状況は、特に、作成すべき画像データセット（トモグラム）が異なる投影角から撮影された多数の投影画像の逆投影によって算出されるＸ線断層撮影法の場合に問題である。逆投影は、基礎とされる投影画像が同一の空間的な体領域を描出する場合にのみ障害なしにうまくいく。しかしながら、例えば心臓運動によって体領域が投影画像の撮影中に動かされると、これはトモグラムにおいてモーションアーチファクトの形で現われ、モーションアーチファクトはトモグラムの画質を著しく制限する。
【０００３】
それゆえ、心臓および／または心臓近傍の血管のＸ線断層撮影時には、画像撮影がその都度心周期の休止時相で行なわれるように、投影画像の撮影を患者の心臓リズムに同期させるのが一般的である。この場合に、患者のＥＣＧ（心電図）信号に基づいて画像撮影の相応の「トリガー制御」が行なわれる。このような画像撮影のＥＣＧ支援制御は「ＥＣＧゲーティング」とも呼ばれる。この場合に管電流のＥＣＧ支援された変調は「ＥＣＧパルシング」と呼ばれる。
【０００４】
特に心臓運動の休止時相内で撮影された投影画像しかトモグラムの再構成に使用できないので、この休止時相に相当する時間窓の期間中にのみ患者にＸ線を適用することも必要である。他方では患者に適用されるＸ線線量の低減のために、この時間窓の外側における照射をできる限り低減することが望ましい。
【０００５】
ＥＣＧパルシングを用いた従来の画像撮影方法においては、一般的に、時間的に直ぐ次に続く、すなわち直近の未来に続く時間窓が、予め定められた個数の先行の心周期にわたる平均値または中央値形成によって推定され、予め算出された時間窓に対応する撮影パルスが画像撮影中の管電流変調のために発生される。
【０００６】
しかしながら、心臓リズムが不規則である場合、すなわち１個または数個の心周期の時間スケールで脈拍数が変化する場合、この方法は常に多かれ少なかれ予測時間窓の顕著な誤算出を招く。
【０００７】
撮影パルスの算出における不確実性にもかかわらず、画像再構成に必要な画像情報が収集されることを保証するために、従来の撮影方法の場合、予測時間窓の外側での放射が完全には遮断されず、定められた一部分、例えば２５％に低減される。これによって、時間窓の誤算出時にもトモグラムが算出可能である。しかし、この場合に時間窓の誤算出は、一般にトモグラムの制限された画質、特に高められた画像ノイズの形で現われる。
【０００８】
臨床実践においてＥＣＧパルシングはこの制限ゆえに非常に安定した心臓リズムを有する患者の場合にしか使用されない。これに対して多くの場合においてＥＣＧパルシングは画像撮影中に遮断されるので、患者は走査の全期間中において全線量を照射され、それによって必要な線量よりも明らかに多い線量を適用される。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
本発明の課題は、患者の心臓および／または血管を描出するのに特に適した画像データを作成するための医用画像撮影方法を提供することにある。更に、本発明の課題はその方法を実施するのに特に適した医用画像撮影装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
方法に関する課題は本発明によれば請求項１の特徴によって解決される。請求項１によれば、検査すべき患者のＥＣＧ信号から、患者の心臓周期に合わせられた撮影パルス列が導き出され、撮影パルス列により画像撮影がパルス制御される。この場合に本方法に従って、未来の撮影パルスの開始時点および終了時点が、心臓リズムの不規則性を特徴付ける少なくとも１つのパラメータの考慮のもとに決定される。このようなパラメータは以下において「変動パラメータ」と呼ばれる。「心臓リズムの不規則性」とは、１個の心周期または数個の心周期の時間スケールにおける脈拍数もしくは心周期期間の時間的変化である。撮影パルスは、特に、心周期内の心臓休止時相に時間的に合わせられるように選択される。
【００１１】
撮影パルスの算出時に１つ又は複数の変動パラメータを考慮することはＥＣＧの粗っぽさを著しく改善するので、従来においてあまりにも不規則な心臓リズムゆえに絶えず高い線量による患者照射のもとで画像撮影が行なわれなければならなかった多くのケースにおいて、今やＥＣＧパルシングが使用可能である。従って、患者平均において画像撮影当たりの放射線被爆の著しい低減が達成される。しかしながら、従来において既にＥＣＧパルシングの使用が可能であったケースにおいても、本発明による方法によれば、一般に、画像撮影に実際に必要なデータセグメントに撮影パルスを時間的に合わせることにより線量が更に低減されることによって、著しい改善が得られる。
【００１２】
少なくとも１つ変動パラメータが、予め定められた個数の先行の心周期の分析によって統計学的に決定されると好ましい。変動パラメータとしては、単独または組み合わせで、分析された心周期の最小期間、最大期間または心周期期間の標準偏差が考慮される。付加的または代替的に、変動パラメータとして、分析された心周期にわたる心周期期間の傾向が考慮され、場合によっては、求められた傾向の標準偏差が考慮される。なお、傾向（トレンド）とは、遡及によって求められた心周期期間の（特に一次）関数であって、分析された先行する心周期中における心周期期間の平均化された変化を特徴付けかつ未来の心周期期間の外挿法による決定を可能にする関数である。
【００１３】
上述の統計学的な複数の変動パラメータの１つに対して付加的または代替的に、心周期期間の異常な変動、すなわち現在の心周期の異常に長いおよび／または短い期間が、撮影パルスの決定時に考慮される。
【００１４】
心周期の周期期間は、一般に、ＥＣＧ信号の２つの相前後するＲ波の間の時間的間隔を検出することによって決定される。異常に長いまたは短い周期期間は、現在の心周期を終わらせるＲ波が統計学的に求められた予測時点に比べて著しく遅れてもしくは早く検出されるときに相応に認識される。
【００１５】
遅れたＲ波の場合、予測時点までに予想されたＲ波がまだ検出されない場合には、延長した心周期が画像撮影に最適に利用されるように、付加的な撮影パルスが開始させられると好ましい。（以下において期外収縮と呼ばれる）早すぎるＲ波の場合、早すぎるＲ波が検出されるとすぐに新たな撮影パルスが開始させられると好ましい。この措置は、期外収縮およびそれにともなう心周期の激しい不規則性の場合にも、画像撮影のための最適な時間窓を比較的高い信頼性をもって決定することを可能にするのに有利である。
【００１６】
画像撮影方法は、Ｘ線放射に基づく画像化方法、とりわけＸ線断層撮影方法であると好ましい。画像撮影は、撮影パルス期間中に患者に適用されたＸ線がＸ線線量の比較的高い撮影値に設定され、一方撮影パルスの外側ではＸ線がＸ線線量の比較的僅かな基底値、特に撮影値の約２５％に設定されるように、撮影パルスに応じて制御される。しかしながら、本発明によるＥＣＧパルシングの原理は、心拍動との画像撮影の同期化が必要であるかまたは望ましい他の医用画像化方法の枠内においても有利に使用可能である。
【００１７】
装置に関する課題は本発明によれば請求項１１の特徴によって解決される。請求項１１によれば、本装置は、患者の心臓および／または血管の画像データセットを作成するための画像撮影ユニットと、患者の心臓リズムの心電図信号を検出するための心電図ユニットとを含む。更に、本装置は、上述の方法に従って画像撮影ユニットを、「トリガー」するように、すなわち患者の心臓リズムに合わせてパルス制御するように構成されている制御ユニットを含む。画像撮影ユニットは、特に、広い意味においてＸ線断層撮影装置、とりわけコンピュータ断層撮影装置または回転血管撮影装置である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
以下において図面に基づいて本発明の実施例を更に詳細に説明する。
図１は、画像撮影ユニットと、心電図ユニットと、画像撮影ユニットを制御するための制御ユニットとを備え、患者の心臓および／または血管の画像データセットを作成するためのＸ線断層撮影装置を概略図で示す。
図２は、心電図ユニットによって検出されたＥＣＧ信号と、ＥＣＧ信号から導き出された撮影パルス列を含み制御ユニットから画像撮影ユニットへ与えられた制御信号と、画像撮影ユニットの撮影パルスに応じて調整されたＸ線線量とを概略的にタイムチャートで示す。
図３および図４は、ＥＣＧ信号のＲ波が遅れた場合のＥＣＧ信号、制御信号およびＸ線線量を図２にしたがった表示で示す。
図５は、期外収縮の場合すなわちＥＣＧ信号のＲ波が早すぎる場合のＥＣＧ信号、制御信号およびＸ線線量を図２にしたがった表示で示す。
【００１９】
全ての図において互いに対応する部分はいずれも同じ符号を付されている。
【００２０】
図１は患者２の心臓または血管の特に３次元の画像データセットＢ（またはトモグラム）を作成するためのＸ線断層撮影装置１を示す。
【００２１】
Ｘ線断層撮影装置１は、主として、画像撮影ユニット３、心電図ユニット４および制御ユニット５を含む。
【００２２】
画像撮影ユニット３は、Ｃアーム８（またはガントリ）の対向位置に固定されているＸ線放射器６およびＸ線検出器７を含む。Ｃアーム８は、Ｃアーム８の回転のもとでＸ線放射器６およびＸ線検出器７が共通なアイソセンタ軸線９の周りに回転させられるように回転可能に支持されている。
【００２３】
Ｘ線断層撮影装置１は患者２を横たわらせるために患者用寝台１０を含む。患者２は、患者２の検査すべき体領域、つまり特に心臓または検査すべき血管が、Ｘ線放射器６とＸ線検出器７との間に、従ってＸ線放射器６からＸ線検出器７の方向に放出されたＸ線の放射経路１１内に位置決めされるように、寝台１０上に横たわっている。
【００２４】
画像撮影の過程において画像撮影ユニット３によってＣアーム８の回転のもとに多数のＸ線投影画像Ｐが異なる投影方向から撮影される。Ｘ線投影画像Ｐは評価ユニット１２に導かれ、評価ユニット１２は例えば数値による逆投影によってＸ線投影画像Ｐから画像データセットＢを算出する。更に、画像撮影ユニット３は画像データセットＢを表示するために入力および出力手段、特に画面１３を含む。
【００２５】
投影画像Ｐから画像データセットＢを再構成する際に心臓運動に起因すると見なされるモーションアーチファクトによって画像データセットの品質が落とされるのを避けるために、投影画像Ｐの撮影が心臓運動の互いに対応する特定時相中に、特に心臓運動の休止時相中に行なわれるように、画像撮影ユニット３が制御ユニット５によって制御される。制御ユニット５は、これらの特定時相を患者２の心臓リズムのＥＣＧ信号Ｅに基づいて求める。ＥＣＧ信号Ｅは心電図ユニット４によって検出され、制御ユニット５に入力量として導かれる。
【００２６】
更に、制御ユニット５は、Ｘ線放射器６およびＸ線検出器７を制御するために画像撮影ユニット３に導かれる制御信号Ｓを発生する。
【００２７】
制御信号Ｓは、図２に時間ｔに対するタイムチャートで概略的に示されているように、それぞれ開始信号ａiおよび終了信号ｅi（ｉ＝０，１，２，．．．）によって時間的に制限されたパルスＡi（ｉ＝０，１，２，．．．）列を含む。開始信号ａiは当該撮影パルスＡiの開始時点ｔai（ｉ＝０，１，２，．．．）を示し、終了信号ｅiは当該撮影パルスＡiの終了時点ｔei（ｉ＝０，１，２，．．．）を示す。撮影パルスＡiは例えば制御信号Ｓのそれぞれ１つの矩形パルスよって与えられている。開始信号ａiは制御信号Ｓの立上がりエッジによって、終了信号ｅiは制御信号Ｓの立下りエッジによって与えられている。
【００２８】
図においては既に発生された（すなわち過去の）撮影パルスＡiは正の経過インデックス、すなわちｉ＞０を付与され、経過インデックスｉの値は、現在時点ｔ0に対する撮影パルスＡiの時間的間隔が増大するにともなって増加する。これに対して、現在時点ｔ0に対して直ぐ未来に続く撮影パルスは経過インデックスｉ＝０を付与され、すなわち撮影パルスＡ0として表されている。対応するインデックス付与が開始信号ａi、終了信号ｅiおよび開始時点ｔai，終了時点ｔeiの区別のために使用されている。
【００２９】
撮影パルスＡiは、図２から制御信号ＳとＥＣＧ信号Ｅとの対比に基づいて分かるように、撮影パルスＡiが通常の場合に心周期Ｚi（ｉ＝０，１，２，．．．）のうちの予め定められた部分、特に心周期時間Ｔi（ｉ＝０，１，２，．．．）の４０％〜８０％の時間間隔を占めるように、患者２の心臓リズムに合わせられている。各心周期Ｚiは、ＥＣＧ 信号Ｅの相前後する２つのＲ波Ｒのそれぞれの時点ｔri（ｉ＝０，１，２，．．．）によって区画される。
【００３０】
同様に図２から分かるように、制御信号Ｓに従ってＸ線放射器６から放出されたＸ線のＸ線線量Ｄが次のように制御される。すなわち、各撮影パルスＡiの期間の間、Ｘ線線量Ｄが比較的高い撮影値Ｄaに設定され、これに対して撮影パルスＡiの外側ではＸ線線量Ｄが撮影値Ｄaの約２５％の大きさである低い基底値Ｄ0に低減されている。
【００３１】
未来の撮影パルスＡ0の開始信号ａ0および終了信号ｅ0を出力するために、制御ユニット５は開始時点ｔa0もしくは終了時点ｔe0を算出し、しかも制御ユニット５は現在の心周期Ｚ0のこのために必要な予測される心周期期間を、最新のｎ個（ｎ＝２，３，４，．．．）、特にｎ＝３個の先行する心周期Ｚ1，Ｚ2，．．．，Ｚnの統計学的分析によって次に詳しく説明する方法によって推定する。
【００３２】
時点ｔa0，ｔe0の後での算出のために、制御ユニット５がＥＣＧ信号Ｅの直ぐ次のＲ波Ｒの時点ｔr0についてまず３つの推定を行なう。
【００３３】
ａ）心周期Ｚ0の最大期間Ｔmax
第１のステップにおいて最新のｎ個の心周期Ｚ1，Ｚ2，．．．，Ｚnの線形の傾向が線形回帰により決定される。ベクトルＸ＝［−ｎ，−ｎ＋１，．．．，−１］およびＹ＝［Ｔn，Ｔn-1，．．．，Ｔ1］により、補助量が次のとおりとなる。
【数１】
0004745161.tif 000002
【００３４】
これにともなって最小二乗誤差法による一次関数として次の勾配ａおよび軸区間ｂを有する傾向直線が生じる。
【数２】
0004745161.tif 000003
【００３５】
更に、傾向直線からの実際の心周期期間Ｔiの標準偏差が
【数３】
0004745161.tif 000004
によって求められる。
【００３６】
心周期Ｚ0の推定された最大期間Ｔmaxは、最新のｎ個の心周期Ｚ1，Ｚ2，．．．，Ｚnの最大値としておよび大きさλTだけ高められ傾向により推定された心周期として決定され、その際に付加的に標準偏差σが考慮される。
【数４】
0004745161.tif 000005
【００３７】
パラメータλV，λTは経験に基づいて選定されるので、最大の線量節約（およびλV，λTに対する相応に小さい値）と設定時の十分な信頼性との互いに相いれない観点の間において実用的な妥協案が見い出される。この場合、λVは限界０〜５において、特にλV＝２．４に選定される好ましい。λTは限界０〜０．２において、特に＝０．１に選定されると好ましい。
【００３８】
従って、直ぐ次のＲ波Ｒの到来は、遅くとも、次の時点であると予測することができる。
【数５】
0004745161.tif 000006
【００３９】
ｂ）心周期Ｚ0の最小期間Ｔmax
式（１）に基づいて定められた補助量により、同様に
【数６】
0004745161.tif 000007
が算出される。但し、式（６）によるこの量は尤もらしさの理由から生理学的に意義のある最小期間Ｔtheo.min（例えば１００ｍｓ）に制限されている。
【００４０】
結果として、次のＲ波Ｒの到来は、早くとも、次の時点である。
【数７】
0004745161.tif 000008
【００４１】
ｃ）心周期Ｚ0の確率的に見込みのある期間
直ぐ次のＲ波Ｒの発生のための確率的に見込みのある時点が、本実施例においては、
【数８】
0004745161.tif 000009
によって算出される。但し、Ｔmedianは、
【数９】
0004745161.tif 000010
によって推定される。
【００４２】
これに対する代替として確率的に見込みのある心周期期間は、先行する心周期Ｚの心周期期間Ｔiにわたる平均値形成によって決定することもできる。
【００４３】
予め算出すべき撮影パルスＡ0の開始時点ｔa0および終了時点ｔe0は
【数１０】
0004745161.tif 000011
に基づいて算出される。
【００４４】
ｐStart，ｐEndeは、心周期Ｚi内で撮影パルスＡiに一般的ケースにおいて割り当てられた窓を規定し（例えばｐStart＝０．４およびｐEnde＝０．７）、
【数１１】
0004745161.tif 000012
は、いわゆる部分回転再構成（または高速走査再構成）におけるデータ間隔のための時間である。なお、ＴrotはＸ線放射器６およびＸ線検出器７の３６０°全回転に要する時間、Ｒmは心臓測定視野の典型的なサイズ（例えば２５０ｍｍ）、Ｒfは焦点軌道半径（例えば５７０ｍｍ）、αTrans＝π／１２は再構成時に使用されたサイノグラム重み付け移行部である。
【００４５】
量Ｔmax，Ｔmin，ａ，ｂ，σの考慮によって、分析された心周期Ｚ1，Ｚ2，．．．，Ｚnの期間中における心臓リズムの不規則性に関する情報が時間窓Ａ0の算出時に使用される。なお、量Ｔmax，Ｔmin，ａ，ｂ，σは前述の定義において「変動パラメータ」である。
【００４６】
制御信号Ｓは、ＥＣＧ信号のＲ波Ｒが異常に遅れてまたは早く発生するとき、式（１０ａ），（１０ｂ）に基づく撮影パルスＡiの算出とは違うように変更される。
【００４７】
Ｉ）遅れたＲ波：ｔr0＞（ｔr0）median
ＥＣＧ信号ＥのＲ波Ｒは、例えば式（８）に基づいて算出された確率的に見込みのある時点（ｔr0）medianでＲ波が実際にはまだ検出されなかった場合に、「遅れた」と見なされる。
【００４８】
この時点で撮影パルスＡ0が既に終了している場合、図３に示されているように、時点（ｔr0）medianで付加的な撮影パルスＡ*が開始される。これに対して撮影パルスＡ0が時点（ｔr0）medianでまだ終了していない場合、今までの撮影パルスＡ0が付加的な撮影パルスＡ*により書き換えられ、すなわち時点ｔe0に用意された元の終了信号ｅ0が無視される（図４参照）。
【００４９】
付加的な撮影パルスＡ*は以下に項目ＩＩＩのもとで説明されている規則に従って中断される。
【００５０】
ＩＩ）早すぎるＲ波：ｔr1＜ｔr2＋（１−λX）・Ｔmedian
異常に早すぎるＲ波（または期外収縮Ｒ*）は、定義により、ＥＣＧ信号ＥのＲ波が予測された時点（ｔr1）medianの前に確率的に見込みのある心周期期間Ｔmedianの予め定められた小部分λXにおいて発生する場合に存在する。パラメータλXは例えば値０．２を有する。すなわち、Ｒ波Ｒは、確率的に見込みのある心周期期間Ｔmedianに比べて心周期期間の２０％以上の短縮時に期外収縮Ｒ*として認識される。
【００５１】
この場合、新しい撮影パルスＡ0が直接に期外収縮Ｒ*の発生時に開始される（図５参照）。
【００５２】
撮影パルスＡ0，Ａ1が時間的に重なると、第１の撮影パルスＡ1のために時点ｔe1に用意された終了信号ｅ1はここでも無視される（項目ＩＶ参照）。新たな撮影パルスＡ0の終了時点ｔe0はこの場合には同様に次に項目ＩＩＩで説明する規則によって規定される。
【００５３】
ＩＩＩ）撮影パルスの期間中のＲ波：ｔr0＜ｔe0
撮影パルスＡ0の期間中にＲ波ＲもしくはＲ*が発生した場合、遡及的にこの撮影パルスＡ0の最適な期間が算出される。撮影パルスＡ0の終了時点（ｔe0）optは、この算出に従って最適化され、
【数１２】
0004745161.tif 000013
によって与えられる。撮影パルスＡ0は次の時点で終了する。
【数１３】
0004745161.tif 000014
【００５４】
遅れたＲ波Ｒのケース（項目Ｉ）において付加的な撮影パルスＡ*を割り込ませる場合、式（１３）が付加的な撮影パルスＡ*の終了時点を定める。
【００５５】
ＩＶ）重なり合う撮影パルス：ｔe(i+1)＞ｔai
先行する撮影パルスＡi+1が終了する前に撮影パルスＡi，Ａ*が開始させられる場合、一般に新たな撮影パルスＡi，Ａ*が今までの撮影パルスＡi+1を書き換える。特に、この場合に今までの撮影パルスＡi+1に考えられていた終了時点ｔe(i+1)は無視される。
【００５６】
システム構成要素のさまざまの遅延時間（信号伝送、Ｒ波の認識など）に基づいてＲ波の発生に関する情報が予め定められた時間だけ遅らされている。算出された事象が現在の時点よりも後で起きるかぎり、算出に使用される時点はここでは常に実際の時間でのデータであると理解すべきであり、すなわち遅延時間だけ補正されていると理解すべきである。
【００５７】
上述の方法はＥＣＧパルシングの粗っぽさを著しく改善する。すなわち、例えば心臓リズムの休止時相の算出時に必要なデータセグメントの誤評価のために高線量の画像撮影に対して利用されない「失われた高電流インターバル」は個数および長さが在来のパルシング法に比べて明らかに低減される。上述の方法の使用のもとに、検査された患者全体の８６％において、いわば理想的な一致（逸したセグメント＜回転時間の５％）を得ることができ、これに対して従来のパルシング法における該当割合は約１３％にある。
【図面の簡単な説明】
【００５８】
【図１】本発明による方法を実施するためのＸ線断層撮影装置を示す概略図
【図２】ＥＣＧ信号と、撮影パルス列を含む制御信号と、画像撮影ユニットの撮影パルスに応じて調整されたＸ線線量とを概略的に示すタイムチャート
【図３】ＥＣＧ信号のＲ波が遅れた場合の本発明による方法の経過例を示すタイムチャート
【図４】ＥＣＧ信号のＲ波が遅れた場合の本発明による方法の他の経過例を示すタイムチャート
【図５】ＥＣＧ信号のＲ波が早すぎる場合の本発明による方法の経過例を示すタイムチャート
【符号の説明】
【００５９】
１                Ｘ線断層撮影装置
２                患者
３                画像撮影ユニット
４                心電図ユニット
５                制御ユニット
６                Ｘ線放射器
７                Ｘ線検出器
８                Ｃアーム８
９                アイソセンタ軸線
１０                患者用テーブル
１１                Ｘ線経路
１２                評価ユニット
１３                画面
Ａi                撮影パルス
Ａ*                付加的な撮影パルス
ａi                撮影パルス開始信号
ｅi                撮影パルス終了信号
Ｂ                  画像データセット
Ｄ                  Ｘ線線量
Ｄa                Ｘ線線量の撮影値
Ｄ0                Ｘ線線量の基底値
Ｅ                  ＥＣＧ信号
Ｐ                  投影画像
Ｒ                  Ｒ波
Ｓ                  制御信号
ｔai              撮影パルス開始時点
ｔei              撮影パルス終了時点
ｔri              Ｒ波発生時点
ｔ0                現在の時点
（ｔr0）median  次のＲ波発生予測時点
Ｔi                心周期期間
Ｚi                心周期
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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