(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
画像処理装置において心臓の画像を処理する方法であって、
患者の心臓サイクルを監視するステップと、
前記患者の心臓サイクルの期間を判定するステップと、
心臓サイクルの所望の位相を選択するステップと、
前記心臓サイクルの期間における参照点からの遅延を、所定の関数にしたがって決定するステップと、
決定された遅延にしたがって、心臓サイクルの所望の位相における画像を再構成するステップと
を有し、前記関数は、
D（rx，px）＝px×［HCT0＋C（px）×（rx−HCT0）］−W／2−L
により表現され、Dは前記遅延を表し、rxは心臓サイクルの期間を表し、pxは選択された所望の位相を表し、HCT0は基準の心拍速度を表し、C（px）は調整可能なコンプライアンス関数を表し、Wは再構成用に画像を取得する際の遅延を表し、Lは捕捉タイミングの遅延を表す、方法。
【請求項２】
前記調整可能なコンプライアンス関数C（px）が、
C（px）＝1−A（1−px）B
により表現され、A及びBは、特定の用途に適合するようにコンプライアンス関数の形状を調整するためのパラメータである、請求項１記載の方法。
【請求項３】
医療診断用画像処理装置であって、
患者をスキャンして前記患者から画像データを取得する画像処理装置と、
前記画像処理装置から前記画像データを受信し、前記患者に関する画像表現を再構成する画像プロセッサと、
前記画像表現を目視可能な形式で提供する変換エンジンと、
取得された前記画像表現が前記患者の所望の心臓位相に合致するように、少なくとも１つの前記画像処理装置および前記画像プロセッサを制御する心臓ゲート手段と
を有し、前記心臓ゲート手段は、所定の関数にしたがって、前記患者の心臓サイクルにおける心臓位相の一様でない分布に対応した前記患者の心臓サイクルにおける一様でない変化を補償するように遅延を動的に調整し、前記関数は、
D（rx，px）＝px×［HCT0＋C（px）×（rx−HCT0）］−W／2−L
により表現され、Dは前記遅延を表し、rxは心臓サイクルの期間を表し、pxは選択された所望の位相を表し、HCT0は基準の心拍速度を表し、C（px）は調整可能なコンプライアンス関数を表し、Wは再構成用に画像を取得する際の遅延を表し、Lは捕捉タイミングの遅延を表す、医療診断用画像処理装置。
【請求項４】
請求項３記載の医療診断用画像処理装置において、前記心臓ゲート手段が患者の心臓サイクルを監視するモニタ装置を含み、該モニタ装置は、ＥＣＧモニタ、エコー心臓モニタ、超音波モニタ、心臓音モニタおよびパルス酸素濃度計より成る群から選択される、医療診断用画像処理装置。
【請求項５】
請求項４に記載の医療診断用画像処理装置において、前記心臓ゲート手段が、前記心臓サイクルにおける参照点からの遅延を判定する遅延判定手段を有し、該遅延判定手段は、前記遅延が前記心臓サイクルにおける所望の心臓位相を探索するために使用され、前記遅延は、前記所望の心臓位相、および前記モニタ装置から取得された心臓サイクル時間の少なくとも１つに対して、非線形な関係を有する、医療診断用画像処理装置。
【請求項６】
請求項５記載の医療診断用画像処理装置において、前記調整可能なコンプライアンス関数が、
C(px)  =  [1−A(1−px)B]
により表現され、ＡおよびＢは、特定の用途に適合するようにコンプライアンス関数の形状を調整するためのパラメータである、医療診断用画像処理装置。
【請求項７】
請求項６記載の医療診断用画像処理装置において、前記遅延判定手段が、
D（rx）＝rx（PD／100）＋DO
の式により前記遅延を判定する２パラメータ遅延プロセッサを含み、パラメータPD＝round（100P×C（P））であり、パラメータDO＝round［HCT0×P×（1−C（P））−（W／2）−L］であり、Ｐは前記所望の心臓位相に対応するｐｘに対する値を表現し、roundは、引数を丸める関数である、医療診断用画像処理装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
［発明の背景］
本発明は、医療診断用の心臓画像処理の技術分野に関する。特に、コンピュータ化されたＸ線断層撮影(CT: computed tomorograpy)スキャナに関する用途があり、特にこれを参照しながら説明を行う。しかしながら、認められるべきことは、本発明は、例えば磁気共鳴画像処理(MRI: magnetic resonance imaging)、電子ビームＣＴ(EBCT: electron beam CT)等のような他の画像処理形態を含む他の用途にも適用可能なことである。
【０００２】
心臓の画像処理は医療診断画像処理の重要な用途である。現在のところ、例えば、ＣＴ，ＭＲＩ等のような作業を意図した多数の異なる画像処理手法が存在する。その目的は、心臓サイクルの任意に選択された１つ又はそれ以上の位相における心臓を画像処理することである。これは、心臓の冠状動脈疾患に対する冠状動脈、壁運動(wall motion)の異常、バルブ異常その他の病状の可視化を可能にする。したがって、生理学的に重要な心臓に関する様々な位相を正確に識別することが望ましく、所与の患者に対する心臓の速度が変化した場合に、年齢、性別および身体的条件の異なる様々な患者に対しても、それらの位相を識別することが望ましい。
【０００３】
概して、従来開発された方法は、固定された絶対的遅延、または心臓サイクルにおける正確に指定された時間からの固定されたパーセンテージを利用し（例えば、心電図(ECG: electrocardiogram)波形のＲ波）、心臓が心臓サイクルにおける所与の位相にあることを識別し又は判定する。しかしながら、これらの手法が複数位相の画像を生成することに拡張される場合に、心臓サイクルを等しい部分に分割することを招く。心臓の複合的な運動に起因して、心臓サイクルの様々な部分は、心臓速度の変化に関して様々に影響を受ける。すなわち、例えば、徐々に速くなる心臓速度において、心臓サイクルの拡張期(diastole portion)は長さが徐々に短くなる一方、収縮期(systole portion)は不変に維持される。その結果、患者の心臓速度がスキャン中に動的に変化する場合に、固定された遅延（絶対的な遅延または心臓サイクルのパーセンテージ）は、サイクル毎に所望の同一の位相を見出すには充分ではない。このような手法がますます困難になるのは、様々な生理学的性質を有する患者集団(population)に使用される場合である。固定遅延の心臓画像処理が、長い捕捉時間およびより厳しい時間的制約（例えば、従来のＣＴスキャナ）を有する画像処理装置を用いて行われる場合には、更なる困難性に遭遇する。
【０００４】
したがって、本発明は、上述した問題を克服する心臓画像処理の新規かつ改善された手法を提供することを目的とする。
【０００５】
［発明の概要］
本発明の一形態によれば、心臓ゲートに関する画像処理装置で使用するための方法が提供される。本方法は、患者の心臓サイクルを監視するステップ、および前記患者に関する心臓サイクル時間を判定するステップより成る。関心のある所望の心臓位相が選択され、前記心臓サイクルにおける参照点からの遅延が判定される。前記遅延は、選択された心臓位相および前記心臓サイクル時間の少なくとも１つに対して非線形な関係を有する関数である。そして、前記遅延を利用して、前記心臓サイクルにおける前記選択された位相が探索される。
【０００６】
本発明の他の形態によれば、医療診断用画像処理装置は、患者をスキャンして前記患者から画像データを取得する画像処理装置を含む。画像プロセッサは、前記画像処理装置から前記画像データを受信し、前記患者に関する画像表現を再構成する。変換エンジンは、前記画像表現を目視可能な形式で提供する。心臓ゲート手段(cardiac  gating  means)は、取得された前記画像表現が前記患者の所望の心臓位相に合致するように、少なくとも１つの前記画像処理装置および前記画像プロセッサを制御する。心臓ゲート手段は、前記患者の心臓サイクルにおける心臓位相の一様でない分布に対応した前記患者の心臓サイクルにおける一様でない変化を補償する。
本発明の他の形態による方法は、
画像処理装置において心臓の画像を処理する方法であって、
患者の心臓サイクルを監視するステップと、
前記患者の心臓サイクルの期間を判定するステップと、
心臓サイクルの所望の位相を選択するステップと、
前記心臓サイクルの期間における参照点からの遅延を、所定の関数にしたがって決定するステップと、
決定された遅延にしたがって、心臓サイクルの所望の位相における画像を再構成するステップと
を有し、前記関数は、
D（rx，px）＝px×［HCT0＋C（px）×（rx−HCT0）］−W／2−L
により表現され、Dは前記遅延を表し、rxは心臓サイクルの期間を表し、pxは選択された所望の位相を表し、HCT0は基準の心拍速度を表し、C（px）は調整可能なコンプライアンス関数を表し、Wは再構成用に画像を取得する際の遅延を表し、Lは捕捉タイミングの遅延を表す、方法である。
【０００７】
本発明の利点の１つは、心臓の１つ又はそれ以上の所望の位相を画像処理するための捕捉ウインドウの正確な位置づけである。
【０００８】
本発明の他の利点は、心臓画像処理における動きアーティファクト(motion artifact)を補償することである。
【０００９】
本発明の更なる利点は、一貫した識別性、および患者のサイクル毎の所望の同じ心臓位相の画像処理であり、その患者は画像スキャン中に動的に変化する心臓速度を有する。
【００１０】
本発明の他の利点は、多数の画像処理形態に使用するための一般性であり、および様々な生理的性質を有する患者に使用するための適合性である。
【００１１】
本発明の他の利点は、心臓の１つ以上の位相が画像処理される場合に、正確な再現性が達成されることである。
【００１２】
本発明の更なる利点および恩恵は、以下に説明される好適実施例の説明を理解することによって当業者に明確になるであろう。
【００１３】
本発明は、様々な要素および要素の集合、ならびに様々なステップおよびステップの集合の形態を取り得る。図面は好適実施例を説明する目的のためのみのものであり、本発明の限定として解釈されることを意図しない。
【００１４】
図１を参照するに、ＣＴスキャナ１０は、ｚ軸に伸びる中心軸を有する検査領域１４を規定する第１溝台部(gantry)１２を含む。回転溝台部１６は、第１溝台部１２に取り付けられ、検査領域１４の周りに回転する。Ｘ線管のような照射輻射源２０は、回転溝台部１６に設けられ、回転溝台部１６が回転する場合に輻射ビーム２２が検査領域１４を通過するようにする。コリメータおよびシャッタ装置２４は、輻射ビーム２２を薄いファン状ビーム(thin fan-shaped beam)に形成し、選択的にビーム２２を通過させる。あるいは、ファン状ビーム２２は、ソース２０において電子的にゲート・オンおよびオフされるようにすることも可能である。
【００１５】
診察用ベッドのような患者支持部３０は、検査領域１４内で検査され及び少なくとも部分的に画像処理される患者を維持または保持する。選択的に、螺旋スキャナまたは螺旋モードで、回転溝台部１６が回転しながら、支持部３０および／または第１溝台部１２は互いに関してｚ軸方向に移行し、支持部３０上の患者がソース２０に関してｚ軸方向に移行されるようにする。このように、ソース２０は患者３２に関して螺旋経路を描く。
【００１６】
図示されている第４世代スキャナでは、輻射検出器のリング４０が、第１溝台部１２の検査領域１４の周囲に設けられる。また、第３世代スキャナは、ソース２０に対向する検査領域１４の横側における回転溝台部１６に設けられた輻射検出器４０と共に使用され、それらがファン状ビーム２２により規定される円弧を張るようにする。このような形態によらず、輻射検出器４０は、ソース２０から放出された輻射を、検査領域１４を通過した後に受信するように設けられる。
【００１７】
他の実施例では、別々の対応する平行板に位置する輻射検出器４０の複数の集合が存在する。これらの板は互いにｚ軸方向に配置される。第４世代スキャナでは、この形態は、第１溝台部１２の検査領域１４周囲に設けられた輻射検出器４０の複数のリング（各リングは互いにｚ軸に配置される）を備えることによって達成される。第３世代スキャナでも同様に、輻射検出器４０の複数の円弧が使用され、用いられるビームは例えば二次元的に分散するよう形成された円錐ビームである。
【００１８】
ソース・ファン形状に関し、ソース・ファン図(source fan view)を生成するためにソース２０が検査領域１４背後を回転する場合に、ソース２０から発する輻射を形成する検出器の円弧は、短時間間隔で連続的にサンプルされる。検出器ファン形状に関し、検出器ファン図(detector fan view)を生成するためにソース２０が検査領域１４背後を回転する場合に、検出器は多数の時間サンプルされる。ソース２０および輻射検出器４０の各々の間の経路は、線で記されている。
【００１９】
輻射検出器４０は検出した輻射を電子データに変換する。すなわち、輻射検出器の各々は、受信した輻射強度に比例する出力信号を生成する。選択的に、リファレンス検出器が、検査領域１４を通過しない輻射を毛出することも可能である。リファレンス検出器および各輻射検出器４０により受信された輻射の大きさの差分は、サンプルされたファン状輻射の対応する線に沿った輻射減衰量の指標を提供する。
【００２０】
検出器ファン形状における各図およびデータ・ラインは、ソース２０が検出器から検査領域１４背後を回転する場合に、短時間の間に収集された輻射検出器４０の１つにおける頂点(apex)を有する線のファンを表現する。ソース・ファン形状における各図およびデータ・ラインは、総ての検出器の同時サンプリングにより収集されたソースにおける頂点を有する複数の線のファンを表現する。
【００２１】
通常の手法では、輻射検出器４０から生成された図またはデータ・ラインは、ＣＴスキャナ１０から取得され、画像プロセッサ５０により処理される。画像プロセッサ５０は、サンプル・データを受信し、選択的にデータをシャッフル(shuffle)して、検出器ファン形状からソース・ファン形状へ又はその逆に変換する。選択的なリップル(ripple)フィルタ処理が行われる。いずれにせよ、当該技術分野で知られているように、画像プロセッサは、取得した図またはデータ・ラインから、既知の画像再構成および背景映写技術を利用して画像（好ましくは、患者の心臓および／または周囲組織の画像）を作成する。より具体的には、画像再構成は数学的な操作を含み、各データ集合を、ビュー・フォーマットに関する適切なフィルタまたは畳み込み関数と畳込みを行う。畳み込みされたデータ集合は、画像メモリ５２に背景映写(backproject)されることが好ましい。最終的には、画像プロセッサ５４が、選択的に、スライス、投影、３次元（３Ｄ）変換その他の画像情報を画像メモリ５２から抽出し、画像モニタ５６その他の表現エンジンで目視可能なフォーマットにおけるディスプレイに対する画像表現を適切にフォーマット化する。
【００２２】
心臓ゲート手段５８は、ＥＣＧモニタ６０（好ましくは、ディジタル）を含み、リードを通じて接続され、患者３２からＥＣＧデータを取得する。あるいは、心臓は、エコー心臓モニタ、超音波心臓モニタ、心臓音モニタ、パルス酸素濃度計等のような他の装置により監視され得る。
【００２３】
更に図２を参照するに、心臓組織に関する圧力対時間のグラフが、対応するＥＣＧ波形７０とに関連して示されている。曲線７２は時間に関する大動脈圧力を表現し、曲線７４は時間に関する左心室圧力を示し、曲線７６は時間に関する左アトリアル(atrial)圧力を表現する。心臓サイクルの収縮期および拡張期両者の開始および終了は、波形上でマークされている。図２に示されるように、時間ｔ１ないしｔ４は以下に対応する：
_  時間ｔ１は、心臓サイクルの拡張期の終了および同体積の収縮の開始をマークし、ｔ１は、曲線７６上の点７６ａに示される事象のＡＶ弁の閉塞にも一致する；
_  時間ｔ２は、心臓サイクルの収縮期の開始をマークし、ｔ２は、曲線７２上の点７２ａに示される事象の大動脈弁の解放にも一致する；
_  時間ｔ３は、心臓サイクルの収縮期の終了および同体積の緩和の開始をマークし、ｔ３は、曲線７２上の点７２ｂに示される事象の大動脈弁の閉塞にも一致する；および
_  時間ｔ４は、心臓サイクルの拡張期の開始をマークし、ｔ４は、曲線７６上の点７６ｂに示される事象のＡＶ弁の解放にも一致する。
Ｐ，Ｑ，Ｒ，Ｓ，Ｔ波を含む様々な波形７０の部分もラベル付けされている。Ｒ波は、同体積収縮の位相または期間の開始を示す。ここでの目的に関し、心臓サイクルは、Ｒ波で開始および後続のＲ波で終了として言及される。すなわち、各心臓サイクルは、Ｒ波のピークで始まり、後続のＲ波のピークで終了する。しかしながら、心臓サイクルにおける他の参照点を選択して、心臓サイクルを隣接する参照点間の時間であるとすることも可能である。図２に示される各事象のタイミングは、１分間に約７５回（ｂｐｍ）の健康な心臓鼓動に関するものである。
【００２４】
履歴データおよび他のソースから、いくつかの基本的な性質またはパターンが観測され、ＥＣＧ信号は心臓の動きに対応していること、および様々な心臓の位相は心臓速度および患者集団にわたる変化により影響されることに関連する。例えば、心臓サイクルのおよそ３分の１は収縮期間であり、心臓はアクティブに収縮して血液を大動脈中に送り込むことが観測される（例えば、６０ｂｐｍの心臓速度を有する者では、収縮期間に対応する心臓サイクルの最初の３００−４００ミリ秒である。）。さらに、所与の患者に関し、心臓速度が変わると、心臓の拡張期間が、心臓の収縮期間よりも影響を受ける（すなわち、その期間において、より大きな変動を受ける。）。すなわち、心臓速度の増加または減少は、ＥＣＧ波形７０の線形な圧縮または拡張とする必要はない。また、心臓サイクルの拡張期の間に２つの副次的位相があり、急速充填(RF: rapid filling)位相およびアトリアル収縮(AS: atrial systole)位相と呼ばれる。通常の若い患者に関してはＲＦ位相が支配的であり、逆に年配の患者又は何らかの心臓障害のある患者に関しては、ＡＳ位相が支配的なことが観測される。１心臓サイクルで画像処理された各位相は全体的に１つのＲ波間隔内にあり、すなわち画像処理された最終位相は次のＲ波間隔に交わらない又は重複しないことが好ましい。
【００２５】
本発明の好適実施例の１つでは、動的なアルゴリズム又はモデルが使用され、観測された性質または上述したパターンの一部に選択的に基づくものである。動的アルゴリズムまたはモデルを利用して、心臓速度が変化しても心臓の１つ又はそれ以上の所望の位相を正確かつ一貫して識別する。さらに、そのモデルは様々な患者に対して容易に適合される。好ましくは、そのモデルはソフトウエア形態、ハードウエア形態または両者の組み合わせで実現される。
【００２６】
好適実施例では、その目的は１つ又はそれ以上の心臓位相を画像処理するための識別を行うことであり、その位相は例えば中間収縮(mid-systolic)期間および中間拡張(mid-diastolic)期間のようないわゆるアンカー(anchor)期間、または選択的にそれらの間の複数の期間である。従来開発された技術を利用するこれらの現場では、ＥＣＧ信号に関する固有の特徴に関する知識の欠如に起因して、心臓速度が時間と共に動的に変化する場合に、サイクル毎にこれらの位相を一貫して見出すことは困難である。様々な患者全体にわたってこれらの心臓位相を見出そうとする場合には、更なる困難性に遭遇する。例えば、拡張期間の開始はＴ波のいくらか後としてマークされるが、その期間を識別するためのＥＣＧ波形における固有の特徴はない。心臓速度の様々な位相が、所与の心臓速度および所与の患者集団に対して識別される場合であっても、それは、心臓速度の変化および／または患者集団の変化と共に変化する。
【００２７】
心臓の所望の位相を正確かつ一貫して識別する本発明による動的アルゴリズムおよびモデルは、図３に示される模式的な時間軸により説明される。図３の時間軸、Ｒ波ピークからＲ波ピークまでの１つの完全な心臓サイクルを示し、ここで「Ｒ」は各々のＲ波ピークを表現する。パラメータ「ｒｘ」は、瞬時的な真相サイクル時間または心臓サイクル期間であり、好ましくはミリ秒におけるものである。すなわち、ｒｘは心臓速度または心臓鼓動周波数の逆数である。したがって、ｒｘは心臓速度が時間と共に変化するにつれて変化する。好適実施例では、ｒｘが計算され、判定され、あるいはＥＣＧモニタ６０から取得される。
【００２８】
パラメータ「Ｌ」および「Ｗ」は、それぞれ遅延および捕捉ウインドウ(window)を表現し、両者共にミリ秒におけるものであることが好ましい。遅延は、画像処理の開始要求と、ＣＴスキャナ１０または使用される他の画像処理装置による画像データ捕捉の実際の起動との間で経過する時間である。捕捉ウインドウは、所望の画像が再構成され得るように、ＣＴスキャナ１０または使用される他の画像処理装置から充分なデータを取得するのに要する時間である。螺旋または回顧(retrospective)用途では、ウインドウは、所望の位相に対応する捕捉画像データの部分を規定する。
【００２９】
パラメータＬおよびＷの値は、好ましくは、事前に定められており、そうでなければ画像処理装置および使用される画像処理形態に依存して選択される。例えば、リアル・タイムの遅延ゼロの場合は、ＬおよびＷは共にゼロである。いずれにせよ、ＬおよびＷパラメータの値を適切に調整することにより、動的アルゴリズムおよびモデルが、特定の画像装置および／または選択された様式に調整され得る。
【００３０】
パラメータ「Ｄ」は計算され、そうでなければ所望の心臓位相を識別する又はその画像処理となるところの判定された遅延である。数学的には、遅延Ｄは以下の式により与えられるのが好ましい：
D(rx, px) = px*[HCT0 + C(px)*(rx-HCT0)] − W/2 − L      （１）；ここで、「ＨＣＴ０」は基準心臓速度であり、好ましくは期待される平均値または平均心臓速度である。選択的に、ＨＣＴ０は調整可能なパラメータであり、特定の用途および／または状況に基づいて設定または選択される。
【００３１】
式（１）によれば、Ｄはｒｘおよび「ｐｘ」の関数であり、ｐｘは、見出されるおよび／または画像処理される心臓の所望の位相を表現する変数である。好ましくは、ｐｘは、０ないし１の範囲内の値を有する変数であり、０は心臓サイクルの最初における心臓位相を表現し、１は心臓サイクルの最後における心臓位相を表現する。したがって、心臓サイクルの所望の位相を見出すおよび／または画像処理するために、ｐｘが変化または選択される場合に、その選択されたｐｘに対する瞬時的な心臓サイクル時間およびコンプライアンス（後述）に基づいて、対応する心臓位相に関して遅延Ｄが計算される。サイクル毎に、各々計算されたＤが使用され、正確におよび一貫して、対応する心臓位相を識別、探索および／または画像処理することが可能である。
【００３２】
式（１）の要素の１つにコンプライアンス項のＣ（ｐｘ）がある。図４Ａおよび４Ｂは、ｐｘに関する例示的なコンプライアンス曲線をプロットしたものである。好ましくは、コンプライアンス曲線は数学的に以下の式により与えられる：
C(px) = [1-A(1-px)B]        （２）
ここで、「Ａ」および「Ｂ」は調整可能なコンプライアンス調整因子またはパラメータであることが好ましい。例えば、Ａ＝１．０およびＢ＝２．０とした場合の式（２）によるコンプライアンス曲線は、ゼロに近いｐｘに対して、コンプライアンスの値は非常に小さく、したがって、絶対固定遅延モデルが得られる（図４Ａ）。これは、心臓速度が変化する場合に、少なくとも拡張期間と比較して、収縮期間はさほど変化しないという先に説明した性質に一致する。一方、ｐｘ値が増加し、拡張位相に入ると、その曲線は実際の生理学的状態をより正確に模擬し(emulate)、その理由は、心臓速度が変化する場合に、拡張期間がより多く影響を受けるからである。上記コンプライアンスの式におけるパラメータＡ，Ｂは、コンプライアンス曲線Ｃ（ｐｘ）の形状を決定する。
【００３３】
上記の例では、Ａ＝１．０およびＢ＝２．０であった。図４Ｂに関し、Ａ＝１．０およびＢ＝１．０とする他のコンプライアンス曲線例が示される。上記式（２）により明白なことは、パラメータＡ，Ｂを変化させることにより、動的なアルゴリズムおよびモデルを利用して、様々な生理学的特性および様々な画像処理形態に適合させ得ることである。すなわち、パラメータＡ，Ｂを変化させ、例えば、動的アルゴリズム又はモデルを様々な生理学的事例に適合させる。上述したように、心臓位相は患者集団により変化し得る。２つの異なる集団に関し、重要な拡張期間は異なる、すなわち２つのアンカー位相の位置は異なるのである。若い患者に対しては拡張期間の終端に向かうが、年配の患者に対しては拡張期間の中央に向かう傾向がある。このモデルは、これらの変化に容易に適合する。例えば、このモデルは、パラメータＢを例えば２．０に設定することによって、「急速フィルタ」が拡張期間を支配する通常の若い患者に対して良好に機能させることができ、一方、年配の患者に対してはパラメータＢを例えば１．０に変化させ、彼らの生理学的状態に一層適合可能にする。
【００３４】
好適実施例では、動的アルゴリズムまたはモデルは装置で実現され得る。これを行う場合に、上記モデルは、所与の心臓サイクルに関する２つのパラメータ・モデルに選択的に変形される。この場合において、上記式（１）は：
D(rx) = rx(PD/100) + DO        （３）；
のように書き換えられ、ここで、
PD = round(100P*C(P))          （４）；
および
DO = round [HCT0*P*(1-C(P)) - (W/2) - L]      （５）；
であり、ここで、「Ｐ」は選択されたものであり、そうでなければ所望の又は選択された心臓位相を表現するｐｘの選択された値であり、「ｒｏｕｎｄ」関数は、決定された場所に使用する引数又は値を丸める(round off)関数である。計算される、又は上記式（３）による特定の所望の位相に関して判定された最終的な遅延Ｄは、２つのパラメータ「ＰＤ」および「ＤＯ」の線形結合であり、これらはそれぞれ１００％からのパーセント遅延および遅延オフセット（好ましくはミリ秒のものである）を表現する。このモデルの実現化によれば、関心のある心臓位相が何であるかに依存してパラメータＰＤおよびＤＯが変化する場合に、装置（例えば、ＥＣＧ装置）に容易に組み込むことが可能である。
【００３５】
いずれにせよ、上述した動的アルゴリズム又はモデルによる恩恵を享受する多くの心臓画像処理装置が提供される。一般性を失うことなしに、いくつかの従来のＣＴに基づく用途が説明される。
【００３６】
ＣＴスキャナは心臓を画像処理するために一般に２つのモードで使用され、１つは、軸予測ゲート・スキャン(APGS:  Axial  Prospective  Gate  Scan)であり、他方は螺旋回顧ゲート・スキャン(SRGS:  Spiral  Retrospective  Gated  Scan)である。ＡＰＧＳでは、画像はいわゆる軸スキャンモードで捕捉され、その画像は関心のある特定の位相に対してゲートされる。この目的は、もっとも小さな運動を有する心臓の位相を識別することである。これは、最小の動きアーティファクトを有する優れた心臓の画像処理を可能にする。これは、信頼性のある石灰化スコア(calcification  score)に使用される。問題は、スキャン中に、患者３２の心臓速度が変化することであり、連続するサイクルで同じ位相における心臓の画像を処理することが困難である。本発明の手法を利用すると、この問題は効果的に解決される。例えば、目的が、終了−拡張期間中に画像を捕捉することならば、ＰＤおよびＤＯパラメータが計算され、入力として使用され、現在の心臓速度に基づいて適切な時間でトリガを発生させることが可能である。
【００３７】
ＳＲＧＳでは、画像はいわゆる螺旋モードで捕捉される。スキャン・データはＥＣＧ信号を利用してタグ付け(tag)される。ここでの目的は、適切な心臓の複数の位相を自動的に識別することである。上述したように、アンカー位相は、例えば、中央収縮位相および中央拡張位相であり得る。上記に提案したモデルを利用して、これらの位置を識別することが可能である。いったん識別されると、心臓サイクルの複数の位相で心臓が再構成され得る。位相の内の１つ、例えば、中央拡張位相を利用して、冠状動脈を直接的に分析し、狭窄(stenosis)を検査する。一方、心臓の複数の位相を利用して、壁運動の異常、弁運動の異常、駆出部分(ejection fraction)その他の重要な心臓のパラメータを検査する。
【００３８】
より正確におよび信頼性高く患者の心臓位相を識別する能力により、機能的な画像処理が可能になり、所定の異常性に関する心臓の特定の位相がより密接に検査され得る。心臓のその位相は、心臓病患者に訪れる期間にわたって患者に関して識別される。
【００３９】
本発明の他の実施例では、様々なパラメータを利用して、年齢、心臓疾患、性別等による患者の様々な変動性を模擬するところの様々なコンプライアンス曲線を規定する。また、コンプライアンス曲線は、異なって運動する心臓の様々な部分に向けられた画像に関する変動を考慮して調整される。心臓の最も静的な位相を画像処理するために計算された遅延は、上記の一般化されたモデルの特殊な場合である。
【００４０】
図１にもどって、予測心臓ゲートに関する本発明の好適実施例が示されている。ユーザ・インターフェース８０を利用して、モデル・パラメータＷ，Ｌ，ＨＣＴ０，Ｐ，Ａ，Ｂの選択を許容する。パラメータは、インターフェース８０を通じてオペレータにより選択的に手作業で設定される。あるいは、オペレータは用途に合致するファクタを入力し（例えば、患者情報、画像処理装置、画像処理形式、および関心のある心臓位相）、モデル・パラメータが、例えばルック・アップ・テーブル８２から自動的に選択されるようにすることが可能である。
【００４１】
モデル・パラメータはその後に伝送される。Ｐ，Ａ，Ｂは、式（２）によりＣ（ｐ）を計算する又は判定するコンプライアンス・プロセッサ８４に入力される。Ｗ，Ｌ，ＨＣＴ０，Ｐ，Ｃ（Ｐ）は、式（５），（６）によりＰＤ，ＤＯを計算する又は判定するパラメータ・プロセッサ８６に入力される。パラメータＰＤ，ＤＯは、ＥＣＧモニタ６０から取得される瞬時心臓サイクル時間または周期、ｒｘに従って、遅延プロセッサ８８に入力される。それらへの入力に基づいて、遅延プロセッサ８８は、式（３）に従って、関心のある心臓位相に関する遅延Ｄを計算する又は判定する。
【００４２】
スキャン・コントローラ９０には、遅延プロセッサ８８から遅延Ｄが、ＥＣＧモニタ６０からＥＣＧ波形７０が提供される。スキャン・コントローラ９０は、波形７０および遅延Ｄに応答して、ＣＴスキャナ１０の動作を制御する。より具体的には、スキャン・コントローラ９０は、各々のＲ波ピークに続く遅延期間Ｄの後にスキャナ１０の動作を起動し、関心のある心臓サイクルに対応する画像データが、ＣＴスキャナ１０により生成され、検出器４０から捕捉されるようにする。すなわち、心臓が所望の位相にある場合に、スキャナ１０はデータを生成するよう動作する。このようにして、画像処理装置はゲートされ、計算処理される画像は、心臓が所望の関心のある位相にある場合の時間のものに対応するようにする。
【００４３】
他の実施例では、本発明による動的アルゴリズム又はモデルが、回顧的に(retrospectively)使用される。すなわち、画像データは心臓サイクルを通じて連続的に捕捉され、保存される。データが必要とされる場合に、それらはモニタ６０からのＥＣＧ波形７０と相関付けられ及びタグ付けされる。このモデルは、タグ付けされたデータに対応する心臓の様々な位相を探索および／または識別するために使用される。このようにして、所望の心臓位相または関心のある位相が、本モデルにより識別または探索されたデータを利用して目視可能な画像に選択的に再構成され得る。
【図面の簡単な説明】
【図１】  図１は、本発明による動的な心臓ゲートに関するＣＴスキャナを示す図である。
【図２】  図２は、対応するＥＣＧ波形に関連した心臓分析に対する圧力と時間のグラフである。
【図３】  図３は、本発明により使用される動的アルゴリズムまたはモデル・パラメータを示す時間軸である。
【図４Ａ】  図４Ａは、パラメータＢ＝２．０とした場合の本発明によるコンプライアンス曲線のグラフである。
【図４Ｂ】  図４Ｂは、パラメータＢ＝１．０とした場合の本発明によるコンプライアンス曲線のグラフである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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