(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査領域における対象物のイメージングデータを取得する診断イメージングスキャナ；
前記取得されたイメージングデータを画像表示に再構成する再構成処理器；
前記対象物の胸部に接触するように適合された電極の対；
前記電極の対において時間変化する電気パラメータを測定する電気計測器；及び
前記測定された時間変化する電気パラメータに基づいて時間変化する呼吸特性を計算するモニタ；
を有する診断イメージングシステム。
【請求項２】
請求項１に記載の診断イメージングシステムであって、前記時間変化する電気パラメータは、次の一群であって：
時間変化する複素インピーダンス；
時間変化する抵抗；
時間変化する容量；
時間変化するインダクタンス；
時間変化する電流；及び
時間変化する電圧；
を有する群から選択される、診断イメージングシステム。
【請求項３】
請求項１に記載の診断イメージングシステムであって、前記診断イメージングスキャナはコンピュータ断層撮影スキャナである、診断イメージングシステム。
【請求項４】
請求項１に記載の診断イメージングシステムであって、前記電気計測器は：
前記電極の対に電圧パルストレインを加える電圧パルス生成器；及び
前記の加えられた電圧パルストレインに対応する前記電極の対の間に流れる電流を測定する電流計；
を有する、診断イメージングシステム。
【請求項５】
請求項１に記載の診断イメージングシステムであって：
前記呼吸特性を受け、その受けた前記呼吸特性に基づいて前記診断イメージングスキャナを制御するイメージング制御器；
を更に有する、診断イメージングシステム。
【請求項６】
請求項１に記載の診断イメージングシステムであって、前記モニタは：
前記時間変化する電気パラメータの時間微分を計算する微分器；
を有する、診断イメージングシステム。
【請求項７】
請求項６に記載の診断イメージングシステムであって、前記時間変化する電気パラメータは時間変化する抵抗を含み、前記微分器は一次導関数を計算し、前記モニタは、呼吸パラメータであって：
前記時間変化する抵抗の正の時間微分に対応する吸気、
前記時間変化する抵抗の負の時間微分に対応する呼気、及び
前記時間変化する抵抗の実質的に０の時間微分に対応する呼吸止め状態、
の１つとして前記呼吸パラメータを計算する呼吸状態処理器；
を更に有する、診断イメージングシステム。
【請求項８】
請求項１に記載の診断イメージングシステムであって、前記モニタは：
前記時間変化する電気パラメータに基づいて呼吸サイクル位相を評価する呼吸サイクル位相処理器；
を有する、診断イメージングシステム。
【請求項９】
請求項１に記載の診断イメージングシステムであって、前記モニタは：
前記対象物の肺における空気の呼吸容積と電気パラメータ値を相関させる較正；及び
前記肺における空気の時間変化する呼吸容積に前記時間変化する電気パラメータを変換するために前記較正を参照する変換処理器；
を有する、診断イメージングシステム。
【請求項１０】
請求項１に記載の診断イメージングシステムであって：
前記時間変化する呼吸特性に基づいて呼吸サイクル位相ビンにイメージングデータを記憶するための画像データビニング手段であって、前記再構成処理器は選択される１つ又はそれ以上の前記呼吸サイクル位相ビンにデータを再構成する、画像データビニング手段；
を更に有する、診断イメージングシステム。
【請求項１１】
請求項１に記載の診断イメージングシステムであって：
少なくとも前記電極の対を用いて、前記対象物の心電データを測定する心電図；
を更に有する、診断イメージングシステム。
【請求項１２】
請求項１に記載の診断イメージングシステムであって、前記対象物の前記胸部の実質的部分は接触する前記電極の対の間にある、診断イメージングシステム。
【請求項１３】
医療イメージングの患者に関するイメージングデータを取得する段階；
前記取得されたイメージングデータの少なくとも一部を画像表示に再構成する段階；
前記のイメージングデータの取得の際に用いられる電極の対において時間変化する電気パラメータを測定する段階；及び
前記測定された時間変化する電気パラメータに基づいて、時間変化する呼吸特性を計算する段階；
を有する医療診断イメージングシステムの作動方法。
【請求項１４】
請求項１３に記載の作動方法であって、前記電極の対は前記患者の胸部接触用に備えられるためのものである、作動方法。
【請求項１５】
請求項１４に記載の作動方法であって、前記患者の胸部接触用の前記電極の対は、前記電極間で前記胸部の実質的部分に配置されるためのものである、作動方法。
【請求項１６】
請求項１３に記載の作動方法であって、前記イメージングデータを取得する段階は：
イメージング領域をＸ線が通る手順；
前記イメージング領域を通った後にＸ線強度を測定する手順；及び
前記測定されたＸ線強度からＸ線吸収データを計算する手順；
を有する、作動方法。
【請求項１７】
請求項１３に記載の作動方法であって、前記時間変化する電気パラメータを測定する段階は：
前記電極の対に電圧及び電流の１つを印加する手順；
前記印加に対応する他の電圧及び電流を測定する手順；並びに
印加された量及び測定された量に基づいて前記時間変化する電気パラメータを計算する手順；
を有する、作動方法。
【請求項１８】
請求項１７に記載の作動方法であって、前記印加する手順は：
電圧のパルストレイン又は電流パルスを印加するステップ；
を有する、ことを特徴とする作動方法。
【請求項１９】
請求項１３に記載の作動方法であって：
前記電極の対を用いて心周期データを測定する段階；
を更に有する、作動方法。
【請求項２０】
請求項１９に記載の作動方法であって、前記電極の対を用いて心周期データを測定する段階は、前記電極の対において前記の時間変化する電気パラメータを測定する段階と同時に実行される、作動方法。
【請求項２１】
請求項１３に記載の作動方法であって、前記の電極の対において時間変化する電気パラメータを測定する段階は：
前記電極の対において時間変化する抵抗を測定する手順；
を有する、作動方法。
【請求項２２】
請求項１３に記載の作動方法であって、前記の時間変化する電気パラメータから時間変化する呼吸特性を計算する段階は：
前記時間変化する電気パラメータの時間勾配に基づいて呼吸状態を決定する手順；
を有する、作動方法。
【請求項２３】
請求項１３に記載の作動方法であって、前記の時間変化する電気パラメータから時間変化する呼吸特性を計算する段階は：
前記時間変化する電気パラメータの時間勾配に基づいて呼吸状態を選択する手順；
を有する、段階であり、前記呼吸状態は：
正の時間勾配に対応する吸気；
負の時間勾配に対応する呼気；及び
一般に水平勾配に対応する呼吸止め状態；
の１つとして選択される、作動方法。
【請求項２４】
請求項１３に記載の作動方法であって、前記時間変化する電気パラメータから時間変化する呼吸特性を計算する段階は：
前記時間変化する電気パラメータの時間周波数に比例する呼吸レートを計算する手順；
を有する、作動方法。
【請求項２５】
請求項１３に記載の作動方法であって、前記の時間変化する電気パラメータから時間変化する呼吸特性を計算する段階は：
前記時間変化する電気パラメータに基づいて前記患者の肺における空気の時間変化する呼吸容積の関数を計算する手順；
を有する、作動方法。
【請求項２６】
請求項１３に記載の作動方法であって、前記の時間変化する電気パラメータから時間変化する呼吸特性を計算する段階は：
前記時間変化する電気パラメータに基づいて時間変化する呼吸サイクル位相関数を計算する手順；
を有する、作動方法。
【請求項２７】
請求項１３に記載の作動方法であって：
抽出された前記時間変化する呼吸特性に基づいてイメージングデータの取得をゲーティングする段階；
を更に有する、作動方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、画像診断技術に関する。本発明について、特に、呼吸補償又はゲーティングされた診断イメージングにアプリケーションを見出し、そのアプリケーションに関連して説明する。しかしながら、本発明については、例えば、コンピュータ断層撮影、シングルフォトンエミッションコンピュータ断層撮影、ポジトロンエミッション断層撮影、磁気共鳴イメージング等のような種々の診断イメージング療法に関連するアプリケーションを又
見出すことができるであろう。
【背景技術】
【０００２】
医療診断イメージング中の患者の呼吸のその場モニタリングは、呼吸サイクルに対する画像登録、呼吸状態に関連して取得されるイメージングデータを分類又はビニング、呼吸状態に基づくデータフィルタリング、呼吸サイクルと同期化された放射線照射量変調等を有利に容易にする。呼吸のモニタリングは又、自動化イメージングに対して有用である。例えば、イメージングの開始は、患者の呼吸止めの開始を検出することによりトリガされることができる。
【０００３】
従来、患者の呼吸は、胸部の動きをモニタする電気機械変換器によりモニタされてきた。それらの電気機械装置は比較的かさばり、患者に不快な制限的な感覚を与え、胸部の動き及び呼吸を抑制し得る。一例においては、空気が満たされた管が患者の胴に巻き付けられている。吸気はその管内の圧力を増加させ、その管の圧力は関連圧力変換器により感知される。
【０００４】
更に、電気機械呼吸モニタは、変換器材料と用いられるイメージング療法とに依存して、イメージングと干渉することとなる。患者を電気機械変換器にフィッティングさせることは時間を要することであり、イメージングセッションの準備段階を複雑にする。呼吸サイクルおよび心周期の両方をモニタする心臓及び他のタイプのイメージングの場合、イメージングの準備は、電気機械呼吸モニタと心電図の電極の両方に患者をフィッティングさせることを含む。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明は、上記の制約及び他の制約を克服する、改善された装置及び方法に検討を加えたものである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
一特徴に従って、診断イメージングシステムについて開示する。診断イメージングスキャナは、検査領域内の対象物からイメージングデータを取得する。再構成処理器は、取得されたイメージングデータを画像表示に再構成する。電極の対は、患者の胸部に接触するように適合される。電気的計測器は、測定される時間変化する電気パラメータから時間変化する呼吸特性を抽出する。
【０００７】
他の特徴に従って、医療診断イメージング方法を備える。医療イメージングの患者のイメージングデータが取得される。取得されたイメージングデータの少なくとも一部は、画像表示に再構成される。時間変化する電気パラメータはイメージングデータの取得中に電極の対において測定される。時間変化する呼吸特性は、測定される時間変化する電気パラメータに基づいて計算される。
【０００８】
１つの有利点は、かさばる及び不快な電気機械変換器を用いてイメージング対象の患者の動きを妨げることなく、呼吸がゲーティングされる医療診断イメージングを提供することにある。
【０００９】
他の有利点は、吸気又は呼吸止めのような呼吸動作の局面を示す電気信号を提供することにある。
【００１０】
他の有利点は、付加プローブを患者に接触させることなく、心臓コンピュータ断層撮影中に呼吸情報を提供することにある。
【００１１】
多くの付加的な有利点及び優位性については、以下の好ましい実施形態の詳細説明を読むことにより、当業者に理解されるであろう。
【００１２】
本発明については、種々の構成要素及び構成要素の構成に、並びに種々の処理操作及び処理操作の構成において具体化する。添付図面は、好適な実施形態を例示することのみを目的とし、本発明を制限するように解釈されるべきではない。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
図１を参照するに、コンピュータ断層撮影用イメージングシステム１０はコンピュータ断層撮影用スキャナ１２を有する。本発明は、コンピュータ断層撮影を例示的に参照して説明するが、例えば、シングルフォトンエミッションコンピュータ断層撮影、ポジトロンエミッション断層撮影、磁気共鳴イメージング、超音波イメージング等のような他のイメージング療法を用いる他の医療診断イメージングシステムと関連してアプリケーションを見出すことができることは理解できるであろう。
【００１４】
コンピュータ断層撮影スキャナ１２は、Ｘ線源１４と、回転ガントリ１８により規定されるイメージング領域２０に対して対向するように配置された受入Ｘ線検出器アレイ１６とを有する。イメージングされるべき患者は、対象物支持台２２上に配置され、イメージング領域２０に挿入される。Ｘ線源１４は、イメージング領域２０に方向付けられた、扇形状、楔形状、円錐状又は他の形状のＸ線ビームを検査領域１４に生成する。イメージング領域２０において、Ｘ線は部分的に患者により吸収される。吸収減衰Ｘ線強度は、イメージング領域２０をトラバースした後にＸ線検出器アレイ１６において測定され、検出器により生成されたＸ線吸収データはイメージングデータメモリ２４に記憶される。
【００１５】
好適には、回転ガントリ１８は、少なくとも１８０°のスパンに対して投射ビューを取得するようにイメージング中に連続して回転する。螺旋コンピュータ断層撮影用イメージングにおいて、対象物支持台２２は、イメージング中、線形に移動する。対象物支持台２２の線形移動と回転ガントリ１８の円形回転との組み合わせは、イメージング領域２０に関してＸ線源１４の螺旋軌道をもたらし、その螺旋軌道の間、三次元のボリュメトリックイメージングデータが取得され、イメージングデータメモリ２４に記憶される。
【００１６】
イメージングに先立ち、電極の対３０、３２は、患者の胸部に電気的および機械的に接続される。好適には、電極３０、３２は、それら電極間でその胸部の実質的部分に配置される。電極３０、３２は、低Ｘ線吸収特性を有する材料から適切に構成されている。同様に、他のイメージング療法に対しては、電極は、イメージングの妨害を最小化するように好適に構成されている。磁気共鳴イメージングアプリケーションに対しては、例えば、電極は非金属材料から成る必要がある。
【００１７】
電極３０、３２は、電極３０、３２におけるインピーダンスを測定するインピーダンスメータ３４と電気的に連通されている。測定されたインピーダンスは、抵抗、容量、インダクタンス、リアクタンス、又は抵抗とリアクタンスとを結合した複素インピーダンスを含むこととなる。測定されたインピーダンスは電極３０、３２の空間的分離により変化する。このような空間的分離は、胸部が拡張するにつれて変化し、呼気及び吸気に伴って収縮し、それ故、測定されたインピーダンスは、呼吸は、呼吸サイクルが進むにつれて、時間と共に変化する。
【００１８】
呼吸モニタ６は、測定されたインピーダンス関数を受け、１つ又はそれ以上の呼吸特性を計算する。例えば、インピーダンス関数の周期性は呼吸レートを追跡する。インピーダンス関数の勾配は呼吸状態に関連する。インピーダンスが抵抗である場合、抵抗は、電極３０、３２間の経路長は増加するため、肺における空気の呼吸容量が増加するにつれて増加する。それ故、吸気は時間変化する抵抗関数の正勾配として表される。呼気は、同様に、抵抗関数の負勾配により表される。呼吸止め又は吸気と呼気との間の他の長くなったインタバルは、一般に、水平勾配で表される。時間変化するインピーダンス関数の極値（即ち、ピーク及び谷、又は極大及び極小）は、吸気と呼気との間の遷移を示し、呼吸サイクルの位相を評価するための時間的印を与える。
【００１９】
呼吸モニタ６による１つ又はそれ以上の呼吸特性出力を、種々の方法で用いることができる。例えば、一アプリケーションにおいては、呼吸サイクルビニング処理器４０は、呼吸モニタ３６により示される呼吸サイクル位相（φ）により取得された投射ビューを分類する。呼吸サイクルビニング処理器は、選択された呼吸サイクル位相インタバルに対して取得された投射ビューを記憶する各々のビンを用いて、投射ビューを呼吸サイクル位相ビン４２に分類する。データサンプリングの要求に適合させるように、一部のデータは、同様に構成される他の位相からのものであることが可能である。呼吸サイクル位相選択器４４は、再構成に対して１つ又はそれ以上の呼吸位相を選択する。再構成処理器４６は、画像メモリ４８に記憶された１つ又はそれ以上のボリュメトリック画像表示に選択された呼吸サイクル位相ビン４２に記憶されたイメージングデータを再構成する。制限された呼吸サイクル位相インタバルに対して取得されたデータを再構成することにより、呼吸のための画像動きボケが減少される。映像処理器５０は、コンピュータ５２又は他のユーザインタフェース装置に表示される、例えば、最大強度投射、抽出された二次元スライス又は三次元レンダリングのようなボリュメトリック画像表示から表示可能な画像を生成する。
【００２０】
他のアプリケーションにおいては、呼吸特性は、イメージングデータ取得の間に、呼吸アクティビティを識別するために用いられる。画像登録処理器６０は、対象のイメージングされる組織の呼吸に関連する動きを補正するようにモニタリングされた呼吸アクティビティに基づいて、相対的且つ空間的に登録する。例えば、再構成された画像の一部は、一定の呼吸状態に画像を適合させるように、拡張又は縮小される。映像処理器５０は、画像登録処理により呼吸に関連した動きボケを低減した、空間的に登録された画像表示の表示可能画像を生成する。
【００２１】
他のアプリケーションにおいては、呼吸特性は、データ取得の見込まれる呼吸ゲーティング（ｇａｔｉｎｇ）を実行するために又は画像データ取得をトリガするために用いられる。例えば、呼吸特性を、呼吸止め上体を検出するためにモニタリングすることができる。呼吸止めが検出されるとき、ユーザインタフェース５２によりコンピュータ断層撮影（ＣＴ）用スキャナ制御器６４に供給されるイメージングシーケンスはトリガされる。そのトリガリングに応じて、その制御器６４は、コンピュータ断層撮影用スキャナ１２が選択されたイメージングシーケンスを実行するようにする。見込まれる呼吸ゲーティングにおいて、その制御器６４は、呼吸モニタ３６により示される選択された呼吸サイクル位相インタバルの間に、イメージングデータ取得のインタバルを開始する。呼吸サイクルと同期化される照射量変調イメージングを、同様に実行することができる。
【００２２】
心臓コンピュータ断層撮影イメージングに対して、心電計６６は、電極の対３０、３２を用いて呼吸サイクルのモニタリングと同時に心周期を適切にモニタリングする。好適な実施形態においては、インピーダンスメータ３４は、心臓の鼓動より実質的に速いパルス周波数を有するパルス変調信号を測定する。それ故、インピーダンス測定信号及び心電信号は、周波数選択フィルタリングにより、容易にデカップリングされる。図示している実施形態における心電図６６は画像データ取得をゲーティング（ｇａｔｉｎｇ）する。代替として、心電情報は、心臓及び肺位相の両方に基づいてデータをビニングするためにビニング処理器４０に伝達される。
【００２３】
図２を参照するに、例示としてのインピーダンスメータ３４は、時間変化する抵抗Ｒ（ｔ）７０を測定する。具体的には、パルス生成器７２は、電極の対３０、３２に印加される電圧パルストレインを生成する。パルストレインは、好適には、不所望の高周波の干渉の生成を回避するために、適用可能な周波数割り当て帯域に存在するように選択された適切な周波数を有する数万ｋＨｚの範囲の周波数を有する。パルス生成器７２の周波数は任意に調節可能であり、その場合、加えられた周波数は、インピーダンス信号を最大にして最適化されることができる。電圧パルスの振幅は、典型的には、数Ｖであり又はそれより小さい。電流計７４は、パルストレイン周波数において電流を測定する。任意に、周波数選択フィルタ７６は、測定された電流から他のインピーダンス又はノイズを除去する。インピーダンス計算器７８は、時間変化する抵抗Ｒ（ｔ）７０を計算するために、印加電圧と測定された電流との比により抵抗を計算する。
【００２４】
当業者は、利用可能な電気構成要素の有利点を得、又は特定のアプリケーションに適合するように、例示としてのインピーダンスメータ３４を容易に修正することができる。例えば、電流パルストレインは源を突き止められ、電圧は電圧計により測定される。容量、インダクタンス又は複素インピーダンスのような他の種類のインピーダンスは、電圧と電流パルスとの間の位相シフトを適切に考慮することにより、又は電圧及び電流データを結合することにより計算されることができる。更に、電圧、電流又は他の電気パラメータを、呼吸を特徴付けるために用いることができる。定常状態の電圧パルストレインに対して、電流計７４の出力は呼吸情報を担持している。磁気共鳴イメージングの間の呼吸モニタリングに対して、低周波数若しくはｄ．ｃ．電圧又は電流が、高周波の干渉を回避するために加えられる。
【００２５】
パルス生成器７２により生成された電圧パルストレイン入力を用いるとき、心電図６６は、時間変化する抵抗７０又は他の時間変化する電気パラメータの測定と同時に、心電信号８０を測定することができることが理解されるであろう。呼吸モニタリングと心臓モニタリングの両方に対して電極の対３０、３２を用いることにより、イメージング遅延を有利に低減し、患者の準備を簡単化し、更には、含まれるプローブの総数を減少させることにより患者に恩恵を与える。パルス生成器７２により生成される高周波数信号成分を除去するために、心電図測定に先立って、ローパスフィルタ８２を適切に適用する。別個のフィルタリング構成要素８２を図２に示しているが、心電図６６の周波数応答が、心電図６６がパルストレイン周波数における信号成分に応答しないようなものである場合、そのフィルタを任意に削除することができる。
【００２６】
図３を参照するに、呼吸モニタの例示としての実施形態は、吸気状態、呼気状態及び呼吸止め又は呼吸の遷移状態の１つの状態であるように患者を分類する呼吸状態９０を出力する。第１微分処理器９４は、アナログ微分器回路を用いて時間変化する抵抗７０の一次導関数、数値微分、フィッティングされた曲線又はフィッティングされたスプラインセグメントの解析微分を計算する。閾値処理器９６は、一次導関数信号を正、負又は実質的に０の信号として分類する。測定された抵抗７０の正の一次導関数は増加する時間変化抵抗に対応し、又、呼気による胸部の拡大の間に生じる抵抗経路長の増加に対応する。同様に、測定された抵抗７０の負の一次導関数は減少する時間変化抵抗、抵抗経路長の減少、それ故、吸気に対応する。測定された抵抗の実質的に０の一次導関数は一定の胸部容積に対応し、そのことは、典型的には、患者により意図された呼吸止め又は十分な吸気又は十分な呼気を表す。
【００２７】
図３を継続して参照するに、呼吸モニタ６は又、呼吸レート９８を好適に測定する。呼吸レートは、比較的低い周波数であって、典型的には、約１２呼吸／分（約０．２Ｈｚ）である。１つの適切な測定方法においては、約０．５Ｈｚのカットオフ周波数ｆｃを有するフィルタのようなローパスフィルタ１００は、時間変化抵抗Ｒ（ｔ）７０の高周波成分をフィルタリングにより除去する。周波数処理器１０２は、高速フーリエ変換（ＦＥＴ）分析、ピーク検出、計数等を用いて、呼吸レート９８に対応するフィルタリング信号の時間周波数を決定する。
【００２８】
他の呼吸パラメータについては、同様に、時間変化抵抗Ｒ（ｔ）７０から評価することができる。例えば、呼吸サイクル位相処理器１０４は、例えば、一次導関数処理器９４により得られる一次導関数又は二次導関数処理器１０６により得られる二次導関数のように
抽出される時間変化関数及び／又は時間変化抵抗Ｒ（ｔ）７０に基づいて呼吸サイクル位相φ（ｔ）１１０を評価する。計算の複雑度を低減するために、典型的には、図３に示すように、二次導関数を得るために一次導関数の出力を微分することは有利である。しかしながら、時間変化抵抗７０から直接に二次導関数を計算する方法を又、採用することができる。呼吸サイクル位相φ（ｔ）１１０は、適切な呼吸サイクルモデルを用いて微分及び／又は時間変化抵抗Ｒ（ｔ）７０をカーブフィッティングすることによって、呼吸サイクル位相処理器１０４により適切に評価される。代替として、呼吸サイクル位相処理器１０４は、呼気から吸気への遷移、吸気から呼気への遷移等のような特定の呼吸サイクル位相に対応する微分及び／又は時間変化抵抗Ｒ（ｔ）７０の臨界点（例えば、極大点、極小点又は変曲点）位置付けることができる。
【００２９】
図４を参照するに、呼吸モニタ３６の他の例示としての実施形態においては、肺の中の空気の呼吸容積Ｖ（ｔ）１２０に対する定量的値を出力する。具体的には、電極３０、３２間の抵抗を用いて呼吸容積と相関関係がある患者の較正１２２は、例えば、呼吸容積の定量的呼吸機能測定の間に、電極３０、３２において抵抗値を測定することにより、撮影用イメージングに先立って得られる。患者の較正１２２を用いることにより、時間変化抵抗Ｒ（ｔ）７０は、呼吸容積Ｖ（ｔ）１２０の定量的値に抵抗Ｒ（ｔ）７０を変換する呼吸容積変換処理器１２４により処理される。
【００３０】
図３及び図５の呼吸モニタの構成要素は容易に構成可能であることが理解されるであろう。更に、例示としての呼吸状態、呼吸レート、呼吸サイクル位相及び呼吸容積特性以外の他の呼吸特性が、時間変化抵抗又は他の時間変化電気パラメータ７０に基づいて計算されることができる。又、呼吸レートは、将来の呼吸サイクルを予測するために用いられ、モデルにフィッティングされることができる。
【００３１】
本発明について、好適な実施形態に関して説明した。上記の詳細説明を読み、理解することにより、当業者が修正及び変更を考案できることは明らかである。本発明は、同時提出の特許請求の範囲及びそれと同等のものの範囲内に包含されるような、そのような修正及び変形を網羅するように意図されているものである。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
【図１】その場呼吸サイクルモニタリングを含むコンピュータ断層撮影イメージングシステムを示す図である。
【図２】図１のコンピュータ断層撮影イメージングシステムのインピーダンスメータの適切な実施形態を示す図である。
【図３】図１のコンピュータ断層撮影イメージングシステムの呼吸モニタの適切な実施形態を示す図である。
【図４】図１のコンピュータ断層撮影イメージングシステムの呼吸モニタの他の適切な実施形態を示す図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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