(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
心拍周期を有する患者（２２）の心臓（５８）の石灰化計数に適したＣＴ画像を作成するための方法であって、
心拍周期の時相φ1（Ｌ）における患者の心臓の少なくとも一部分を含む患者の身体の物理的位置に関する第１のスカウトスキャンＣＴ画像（５２）を表すデータを収集するステップと、
φ1（Ｌ）と異なる心拍周期の時相φ2（Ｌ）における患者の心臓の少なくとも一部分を含む患者身体の物理的位置に関する第２のスカウトスキャンＣＴ画像を表すデータを収集するステップと、
前記第１のスカウトスキャンＣＴ画像を表す収集データ及び前記第２のスカウトスキャンＣＴ画像を表す収集データから差分画像（７８）を決定するステップと、
前記差分画像（７８）に従って石灰化の量を計数するステップと、
石灰化の量の計数結果に従って前記患者（２２）の心臓の画像と石灰化の量の計数結果を出力するステップと、
を含む方法。
【請求項２】
心拍周期を有する患者（２２）の心臓（５８）の石灰化計数に適した画像を取得するＣＴイメージング・システム（１０）であって、
心拍周期の時相φ1（Ｌ）にある患者の心臓の少なくとも一部分を含む患者身体の物理的位置に関する第１のスカウトスキャンＣＴ画像（５２）を表すデータを収集し、
φ1（Ｌ）と異なる心拍周期の時相φ2（Ｌ）にある患者の心臓の少なくとも一部分を含む患者身体の物理的位置に関する第２のスカウトスキャンＣＴ画像を表すデータを収集し、
前記第１のスカウトスキャンＣＴ画像を表す収集データ及び前記第２のスカウトスキャンＣＴ画像を表す収集データから差分画像（７８）を決定し、
前記差分画像（７８）に従って石灰化の量を計数するように構成されているＣＴイメージング・システム。
【請求項３】
さらに、患者の動きのある身体構造に対応した差分画像の一部分（７４）上で石灰化沈着を特定し、
コンピュータ画像処理を利用して石灰化沈着を特定するように構成されている請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
患者の動きのある身体構造に対応した差分画像の一部分上で石灰化沈着を特定するように構成することは、前記システムを前記差分画像の隣接するピクセル・グループ（７６、７８）の強度を比較し石灰化を示すしきい値を超える強度差を特定するように構成することを含み、
石灰化沈着を特定するように構成することが、さらに前記システムを画像強度の差に従って石灰化の量を計数するように構成することを含む請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
さらに、前記差分画像を処理して石灰化沈着の外観を強調し、
前記第１の画像（５２）を表すデータ及び前記第２の画像を表すデータを心拍周期の異なる時相で収集するためのトリガ時刻を決定するために、患者の心臓のＥＫＧ信号（６４）をモニタするように構成され、
マルチスライス型検出器（１８）を有すると共に、前記マルチスライス型検出器の異なる検出器行を利用して、前記第１の画像（５２）を表すデータと前記第２の画像を表すデータの双方を同時に収集するように構成されている請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
さらに、スカウトスキャン中に患者（２２）を移動させるように構成したテーブル（４６）を含むと共に、さらに、前記スカウトスキャンのデータ収集の間のテーブルの移動速度を患者の心臓（５８）の拍動数に従って調節するように構成されており、
前記マルチスライス型検出器（１８）が少なくとも３つの検出器行を備えると共に、さらに、第３のスカウトスキャン画像を表すデータを含むノイズ評価情報を収集し、かつ前記ノイズ評価情報を利用して差分画像（７８）内のバックグラウンド・ノイズを評価するように構成されている請求項５に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、全般的には心臓ＣＴイメージングのための方法及び装置に関し、さらに詳細には、冠状動脈画像から石灰化データを収集する際に心臓の動きの影響を最小限にする方法及び装置に関する。
【０００２】
【発明の背景】
周知のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システムの少なくとも１つの構成では、Ｘ線源は、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面（一般に「画像作成面」と呼ばれる）内に位置するようにコリメートされたファンビーム（扇形状ビーム）を放出する。Ｘ線ビームは、例えば患者などの画像作成しようとする対象を透過する。ビームは、この対象によって減衰を受けた後、放射線検出器のアレイ上に入射する。検出器アレイで受け取った減衰したビーム状放射線の強度は、対象によるＸ線ビームの減衰に依存する。このアレイの各検出器素子は、それぞれの検出器位置でのビーム減衰の計測値に相当する電気信号を別々に発生させる。すべての検出器からの減衰量計測値を別々に収集して、透過プロフィールが作成される。
【０００３】
周知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが画像を作成しようとする対象を切る角度が一定に変化するようにして、画像作成面内でこの画像作成対象の周りをガントリと共に回転する。あるガントリ角度で検出器アレイより得られる一群のＸ線減衰量計測値（すなわち、投影データ）のことを「ビュー(view)」という。また、画像作成対象の「スキャン・データ(scan)」は、Ｘ線源と検出器が１回転する間に、様々なガントリ角度、すなわちビュー角度で得られるビューの集合からなる。アキシャル・スキャンでは、この投影データを処理し、画像作成対象を透過させて得た２次元スライスに対応する画像を構成する。投影データの組から画像を再構成するための一方法に、当技術分野においてフィルタ補正逆投影法(filtered back projection)と呼ぶものがある。この処理方法では、スキャンにより得た減衰量計測値を「ＣＴ値」、別名「ハウンスフィールド値」という整数に変換し、これらの整数値を用いて陰極線管ディスプレイ上の対応するピクセルの輝度を制御する。
【０００４】
心臓ＣＴへの適用の主たる目的は、患者の心臓に存在する石灰化の量を評価する診断処置である石灰化計数(calcification scoring) を実施することである。周知のＣＴイメージング・システムの少なくとも１つでは、１つの画像に対するデータ収集を完了するために約０．５秒が必要である。この速度は、一般の画像作成目的では満足なものであるが、心拍周期の長さが典型的には約１．０秒である心臓ＣＴイメージングで運動誘発性の画像アーチファクトを回避できる程に高速ではない。これらのアーチファクトのために、心臓石灰化計数において重大な問題が生じる。
【０００５】
周知のＣＴイメージング・システムの少なくとも別の１つでは、心臓の動きを事実上静止させるような十分な速度でデータを収集することにより運動誘発性の画像アーチファクトを減少させている。このイメージング・システムでは、移動するＸ線源を得るために、回転するガントリ上にあるＸ線源と検出器ではなく、スキャン用電子ビームを利用している。しかし、スキャン用電子ビームを利用するＣＴイメージング・システムは極めて高価であり、また多くの医療機関で利用できるものではない。
【０００６】
したがって、回転するガントリなどの比較的低速のスキャン・システム及び検出システムを有するＣＴイメージング・システムで収集した画像内に生じる運動誘発性アーチファクトを克服する方法及び装置を提供できることが望ましい。さらに、こうしたＣＴイメージング・システムを利用した心臓石灰化計数の方法及び装置を提供できることが望ましい。さらにまた、少量の石灰化により生じるＸ線減衰量の小さな増分から石灰化を容易に特定しかつ計数できる方法及び装置を提供できることが望ましい。
【０００７】
【発明の概要】
したがって、本発明の実施の一形態では、心拍周期を有する患者の心臓に対する石灰化計数に適したＣＴ画像を作成するための方法が提供される。本方法は、心拍周期の時相φ1 （Ｌ）における患者の心臓の少なくとも一部分を含む患者の身体の物理的位置に関する第１のスカウトスキャンＣＴ画像を表すデータを収集するステップと、関心対象の物理的位置Ｌにおいてφ1 （Ｌ）と異なる心拍周期の時相φ2 （Ｌ）における患者の心臓の少なくとも一部分を含む患者身体の物理的位置に関する第２のスカウトスキャンＣＴ画像を表すデータを収集するステップと、第１のスカウトスキャンＣＴ画像を表す収集データ及び第２のスカウトスキャンＣＴ画像を表す収集データから差分画像を決定するステップとを含む。φ1 （Ｌ）及びφ2 （Ｌ）は、必ずしも位置Ｌの関数として固定している必要はない。
【０００８】
上記の実施形態により、石灰化信号が画像間での変化として容易に観測可能となるため、運動誘発性の画像アーチファクトを克服できる。さらに、通常であれば石灰化沈着を隠蔽してしまうようなＸ線減衰量のさらに大きなばらつきが相殺されるため、少ない石灰化量でも容易に検出可能であり、定量化可能である。
【０００９】
【発明の実施の形態】
図１及び図２を参照すると、「第３世代」のＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含むものとして、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システム１０を示している。ガントリ１２は、このガントリ１２の対向面上に位置する検出器アレイ１８に向けてＸ線ビーム１６を放出するＸ線源１４を有する。検出器アレイ１８は、投射され被検体２２（例えば、患者）を透過したＸ線を一体となって検知する検出器素子２０により形成される。検出器アレイ１８は、単一スライス構成で製作される場合とマルチ・スライス構成で製作される場合がある。各検出器素子２０は、入射したＸ線ビームの強度を表す電気信号、すなわち患者２２を透過したＸ線ビームの減衰を表す電気信号を発生させる。Ｘ線投影データを収集するためのスキャンの間に、ガントリ１２及びガントリ上に装着されたコンポーネントは回転中心２４の周りを回転する。
【００１０】
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により制御される。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とを含む。制御機構２６内にはデータ収集システム（ＤＡＳ）３２があり、これによって検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングし、このデータを後続の処理のためにディジタル信号に変換する。画像再構成装置３４は、サンプリングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取り、高速で画像再構成を行う。再構成された画像はコンピュータ３６に入力として渡され、コンピュータにより大容量記憶装置３８内に格納される。
【００１１】
コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介して、オペレータからのコマンド及びスキャン・パラメータを受け取る。付属の陰極線管ディスプレイ４２により、オペレータはコンピュータ３６からの再構成画像やその他のデータを観察することができる。コンピュータ３６は、オペレータの発したコマンド及びパラメータを用いて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０に対して制御信号や制御情報を提供する。さらにコンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御してガントリ１２内での患者２２の位置決めをするためのテーブル・モータ制御装置４４を操作する。詳細には、テーブル４６により患者２２の各部分がｚ軸に沿ってガントリ開口４８を通過できる。以下に記載する実施の形態の幾つかでは、心拍周期がＥＫＧ装置５０を用いて計測される。
【００１２】
患者２２の心臓系に存在する石灰化の量は、本発明の実施の一形態によるＣＴイメージング・システム１０で撮影したスカウト画像から信頼性高く評価できる。動作がスカウト撮影モードにあるＣＴイメージング・システム１０により患者２２の心臓の画像をスキャンしている間、患者２２は呼吸を停止するように指示される。患者２２は呼吸を停止させているため、スキャン撮影領域内で動いている部分は、患者２２の心臓だけである。２回のスカウトスキャンについてデータを取得し、その２つの画像についてのデータの間の差を用いて、以下で説明するようにして、動きのない身体構造を取り除くと共に、石灰化を強調表示する。
【００１３】
図３を参照すると、本発明の実施の一形態では、患者２２のスカウトスキャン・データを収集している。ガントリ１２を静止状態に保持しながらテーブル４６をｚ方向にガントリ開口４８を通るように移動させることにより、スカウトスキャン・データが収集される。したがって、図４に示すようにデータを収集する間、Ｘ線源１４と検出器アレイ１８は静止状態にある。この収集データは、患者２２の身体のある領域のＣＴ画像を表している。スカウト画像５２の縦列の各々は、ある時点において得られるＸ線減衰データを表している。実施の一形態では、縦列５４、縦列５６などのデータの縦列の各々は、概ね１ミリ秒で収集される。したがって、収集データの連続する縦列の各々は、若干異なる時点でサンプリングされている。例えば、図４では、縦列５４は、時刻ｔにおいて、ｚ軸方向にスカウトスキャンの開始位置から変位ｐの位置で収集される。また、縦列５４の直ぐ隣りに位置する縦列５６は、時刻ｔ＋Δｔ（ここで、Δｔは概ね１ミリ秒である）に収集される。縦列５６はスカウトスキャンの開始位置から変位ｐ＋Δｐの位置にある。本実施形態を満足させるようなスカウトスキャンの全体画像５２は、約２〜３秒で撮影される。心臓５８の少なくとも一部分を含む、患者２２の身体の一部分の物理的位置を表すデータが収集され、心臓石灰化計数のために使用される。
【００１４】
さらに、第２のスカウト画像（図示せず）を表すデータも収集される。この第２のスカウトスキャン画像は、心臓５８が確実に第１のスカウト画像５２と異なる時相にある間の時点で第２のスカウトスキャンの対応する縦列を撮影するような方式により収集される。この方式により、患者２２の身体の物理的位置に対する第１及び第２のスカウトスキャンＣＴ画像を表すデータが取得される。この２枚の画像において、各物理的位置のデータは心拍周期の異なる時相で取得されている。
【００１５】
例えば、図５を参照すると、第１のスカウト画像５２の縦列５４は、ＥＫＧ信号６４の心収縮期６２の直ぐ手前の時相６０に対応した時点で収集される。（ＥＫＧ信号６４は患者２２の心臓５８をＥＫＧ装置５０を用いてモニタすることにより得られる。）スカウト画像５２の縦列５６は時相６６に対応した時点で収集される。第２のスカウト画像は、第１のスカウト画像５２から数秒たってから撮影される。この収集の開始時点を選択することにより、第２のスカウト画像の対応する縦列が、心収縮期７２の直後の時相６８及び７０の時点で収集される。この２つのスカウト画像は患者２２の同じ位置から開始して同じ速度で収集され、またこの実施形態では、テーブル４６は各スカウト画像の収集のために、同じ速度で同じ方向に移動する。したがって、心臓５８が一定の速度で拍動していると仮定すれば、この２つのスキャンの対応する縦列により確実に心臓５８の異なる時相を表示させるためには、ＥＫＧ信号６４の異なる時相で各スキャンを開始させれば十分である。この処置全体はほんの数秒で完了するので、この仮定は適用可能である。
【００１６】
実施の一形態では、スカウトスキャンは手動で開始させる。例えば、ＥＫＧ装置５０からのＥＫＧ信号６４の時相を手動によりモニタして、スカウトスキャンの各データ収集を開始するトリガ時刻を決定する。別の実施形態では、スキャンを自動的に開始させる。例えば、ＣＴイメージング・システム１０のコンピュータ３６は、トリガ時刻を決定するために、ＥＫＧ信号６４、またはこれと同等の信号を受け取りかつモニタするように構成される。
【００１７】
スキャン中は、患者２２は呼吸を停止し、できる限り静止状態を保ち、心臓の動きに関係する差以外の第１及び第２のスカウト画像の間の差を最小限とする。スキャン中、患者に呼吸を停止するように要求することは妥当であり、患者が処置を短縮させるためにこうした要求を満たすことは実現可能である。
【００１８】
各スカウト画像、例えば画像５２に対するデータは心臓５８の様々な時相を表している合成データであることが理解されよう。第１のスカウト画像のデータが表す各物理的位置Ｌは心拍周期の時相φ1 （Ｌ）で収集を受ける。φ1 （Ｌ）≠φ2 （Ｌ）として、第２のスカウト画像では、位置Ｌに対するデータは時相φ2 （Ｌ）で収集される。テーブル４６が各スカウトスキャンで一方の端から他方の端まで移動するにはある時間がかかるため、φ1 もφ2 も各スカウト画像の全体にわたって一定ではない。しかし、任意の位置Ｌでのこれらの差は一定、またはほとんど一定である。本発明はこの差を利用して心臓の石灰化をハイライト表示するので有利である。
【００１９】
縦列をした強度データ（すなわち、減衰量データ）は、スカウトスキャンを得るためテーブル４６を移動させている間に検出器アレイ１８により取得される。各縦列、例えば図４に示す縦列５４は、検出器アレイ１８の異なる検出器素子２０により同時に得られるデータを表している。図６は、第１のスカウトスキャン内のある縦列に関して受け取った強度データを、この縦列内での検出器素子の位置の関数としてプロットした図である。（図６、７及び８には、図４に対して方向を対応付けするために矢印Ａを示してある。しかし、図６、７及び８が必ずしも図４に示す画像を意味していると見なすべきではなく、また図６、７及び８が同じ縮尺で描かれると見なすべきでもない。）図６には心臓石灰化データが存在しているが、石灰化信号はすぐには分からない。図７は、患者２２の同じ物理的位置を表すが、心臓５８が心拍周期の異なる時相にあるようなデータを含む、患者２２の第２のスカウトスキャン内の縦列について同様にプロットした図である。図６と図７の縦列信号などの２つの縦列信号の間の差の一例を、図８のプロットで示す。心臓５８が拍動していること以外に、患者２２の身体は本質的に動きがないため（テーブル４６の移動は無視する）、重複する患者２２の動きのない身体構造はこの２枚のスカウト画像の間の差を計算することにより除去される。その結果、図８に示す信号は、本質的に心臓５８の動きのみを表している。石灰化信号は、軟部組織の信号よりも強く、また石灰化沈着は心臓５８の動きに伴い移動するため、ピーク７４などの石灰化沈着からの信号は極めて明瞭である。したがって、図６及び７で表した縦列を含むこの２つの画像の間で差分画像を決定するとき、ピーク７４などのピークは容易に発見できる。したがって、ピーク７４が、この画像の患者２２の動きのある身体構造に対応する部分上にある石灰化沈着であると容易に判定できる。実施の一形態では、コンピュータ３６により差分画像を計算し、この算出した差分画像をＣＲＴディスプレイ４２上に表示させる。これらの算出した差分画像を用い、さらにＣＲＴディスプレイ４２上の画像を用いた手動、または画像処理技法を用いた自動のいずれかにより、石灰化計数を容易に実施できる。
【００２０】
実施の一形態では、コンピュータ３６は画像処理技法を用いて、さらに、ピーク７４などの石灰化ピークを分離し、特定し、かつ計数している。例えば、図９に部分的に示す差分画像７８のピクセル７６の小グループの強度を、ピクセル８０の隣接する小グループの強度と比較する。ここで、「ピクセルの小グループ」とは、１つのピクセルか、あるいは集団となった数ピクセルのいずれかを意味する。石灰化を示す所定のしきい値を超える差が決定されると、ピクセル７６が表す箇所は、さらに検討を行うために石灰化箇所であると特定される。実施の一形態では、強度比較の結果は、画像強度の差に従って石灰化量を直接計数するために使用される。この計数結果は、さらに検査を続けるためのガイドラインとして用いられる。
【００２１】
実施の一形態では、差分画像は画像処理により強調を受け、例えば、コントラスト強調アルゴリズムを利用して石灰化７４の外観が強調される。コントラスト強調のために必要な差分手順その他の画像処理手順は、画像再構成装置３４またはコンピュータ３６、あるいはこの両者の、例えば、ハードウェア内、ソフトウェア内、またはファームウェア内で実施される。実施の一形態では、コンピュータ３６は、差分画像をＣＲＴ４２上に表示すると共に、差分画像の解析により石灰化７４を自動的に認識し計数するようにプログラムされている。
【００２２】
実施の一形態では、この２枚のスカウト画像のスキャンは、ＥＫＧ装置５０からのＥＫＧ信号６４によりトリガを受ける。このＥＫＧ信号は、ＣＴイメージング・システム１０でスキャン及び画像データの収集を制御しているコンピュータ３６に供給される。コンピュータ３６により、テーブル４６の移動を制御して、撮影した２枚のスカウト画像が確実に患者２２の身体の同じ領域の画像であるようにしている。さらに、コンピュータ３６により、心拍周期内の異なる点でスキャンを開始させて、心臓が確実に異なる心臓時相にあるようにしている。
【００２３】
ＣＴイメージング・システム１０が複数行の検出器素子２０を有するマルチスライス型イメージング・システムであるような実施の一形態では、テーブル４６の移動のために同様の手順に従う。しかし、各々が検出器１８の各行に対応する複数の差分画像が得られる。
【００２４】
別の実施形態では、マルチスライス型ＣＴイメージング・システム１０内の検出器１６のうちの複数の検出器行を用いて、単一の通過で差分画像を作成している。コンピュータ３６は、データ収集の間のテーブル４６の移動速度を調整して、検出器アレイ１８の異なる行により患者２２の同じ身体部分の画像データを収集する間でわずかな遅れ時間を生じさせている。コンピュータ３６は、例えば、ＥＫＧ信号６４などから決定した患者２２の心拍数に従って遅れ時間の量を選択する。遅れ時間の量は、確実に心拍周期の異なる部分の間で検出器１８の異なる行により画像データが収集されるように選択する。この方式では、スカウトスキャンの単一の通過の間に得られる、マルチスライス型検出器１８の２つの異なる行から収集された画像データを用いて２枚の適当なスカウト画像が取得される。計数のための差分画像は、心臓５８の少なくとも一部分を含み、かつ患者２２の身体の同じ物理的位置を表している２枚のスカウト画像の当該部分から計算される。各画像のうち、検出器１８の重複していない２行により収集した部分は、単に無視される。
【００２５】
２行を超える検出器を有するマルチスライス型ＣＴイメージング・システム１０を利用した別の実施形態では、バックグラウンド・ノイズを評価するための追加の情報が得られる。例えば、３行以上の検出器により３枚以上のスカウト画像が得られる、この中には、差分画像を計算するための２枚と、少なくとも第３のスカウト画像１枚を含むノイズ評価情報とが含まれる。差分画像内のバックグラウンド・ノイズは、このノイズ評価情報及び標準信号処理技法を利用して評価して、減少させる。
【００２６】
本発明の様々な実施形態に関する上記の説明から、ＣＴイメージング・システムにおける運動誘発性アーチファクトの問題は、特に石灰化計数を目的とする場合には、克服できることは明らかである。さらに、差分画像内で動きのない身体部位を低減させるか除去することにより、石灰化がＸ線減衰量の小さな増分しか生じさせない場合であっても、石灰化の計数が容易に実施される。
【００２７】
本発明の具体的な実施形態を詳細に記載し図示してきたが、これらは説明および例示のためのものに過ぎず、本発明を限定する意図ではないことを明瞭に理解されたい。したがって、本発明の精神及び範囲は、添付の特許請求の範囲の各項及びこれと法的に等価なものによって限定されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＣＴイメージング・システムの外観図である。
【図２】図１に示すシステムのブロック概要図である。
【図３】Ｘ線源及び検出器がスカウトスキャン中に静止状態にある間に、患者を図１に示すテーブルによって平行移動させている様子を示している、図１のシステムの一部分を表す略図である。
【図４】スカウト画像を構成する縦列のデータの間の時間的関係を示したスカウト画像を表す略図である。
【図５】図４のスカウト画像内の縦列が表す時刻、並びに本発明の実施の一形態での第１のスカウト画像と第２のスカウト画像の関係を示した心電図を簡略に表したグラフである。
【図６】第１のスカウトスキャンの１つの縦列内での強度対検出器位置を簡略に表したグラフである。
【図７】図６に示す縦列に対応する第２のスカウトスキャンの縦列内での強度対検出器位置を簡略に表したグラフである。
【図８】石灰化信号を本発明の実施の一形態により分離させるために、図６及び図７で示すデータなどのデータ間での強度差を検出器位置の関数として表したグラフであり、図の縮尺は図６、７及び８で必ずしも同じと見なすべきではない。
【図９】本発明の実施の一形態において画像処理技法を用いて解析される画像のピクセルを表した略図である。
【符号の説明】
１０  コンピュー断層撮影イメージング・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  検出器素子
２２  被検体
２４  ガントリの回転中心
２６  制御機構
２８  Ｘ線制御装置
３０  ガントリ・モータ制御装置
３２  データ収集システム（ＤＡＳ）
３４  画像再構成装置
３６  コンピュータ
３８  大容量記憶装置
４０  コンソール
４２  陰極線管ディスプレイ
４４  テーブル・モータ制御装置
４６  テーブル
４８  ガントリ開口
５０  ＥＫＧ装置
５２  スカウト画像
５４  時刻ｔにおいて変位ｐの位置で収集されるデータの縦列
５６  時刻ｔ＋Δｔにおいて変位ｐ＋Δｐの位置で収集されるデータの縦列
５８  患者の心臓
６０  心収縮期の直前のＥＫＧ時相
６２  ＥＫＧ信号の心収縮期
６４  ＥＫＧ信号
６６  画像の縦列５６を収集する時相
６８  ＥＫＧ信号の別の時相
７０  ＥＫＧ信号の別の時相
７２  別の心収縮期
７４  石灰化沈着からの信号を示すピーク
７６  差分画像のピクセルの小グループ
７８  差分画像
８０  隣接するピクセルの小グループ
【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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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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