(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
共役データサンプルが得られるようにＣＴイメージングシステムによって該撮像対象を走査し；
該共役データサンプルを分析することによって、該撮像対象のオーバーラップした動かない部分を表すデータを取り除き；
該分析された共役データサンプルから心運動（６４）を評価する；ように構成されたことを特徴とする撮像対象（２２）の一部分の運動を評価するためのＣＴイメージングシステム。
【請求項２】
上記共役データサンプルを分析する動作が上記共役データサンプルの差を取る動作であるように構成されたことを特徴とする請求項１記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項３】
上記共役データサンプルを分析する動作が各投影に乗じるための倍率を導出する動作であるように構成されたことを特徴とする請求項１記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項４】
上記撮像対象（２２）が患者であり、上記共役サンプルを分析して該撮像対象のオーバーラップした動かない部分を取り除く動作が、該患者の肋骨（５２）及び胸壁（５４）を表すデータを取り除く動作であるように構成されたことを特徴とする請求項１記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項５】
さらに、上記分析されたデータにしきい値を適用することによって、該分析されたデータに表された心臓のエッジ部（７４、７６）を同定・識別するよう構成されたことを特徴とする請求項３記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項６】
さらに、上記分析されたデータから画像（５６）を再生し、かつ各ビュー毎に心臓（５０）の投影境界を同定・識別することによって画像中の心臓部位（７０）を同定・識別するよう構成されたことを特徴とする請求項５記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項７】
さらに、上記再生された画像（５６）を得るために分析されたデータをローパスフィルタ法及びカーブフィッティング法の少なくとも１つにより処理することによって画像雑音を低減するよう構成されたことを特徴とする請求項６記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項８】
さらに、心運動徴候波形（６４）を求めるよう構成されたことを特徴とする請求項６記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項９】
上記共役データサンプルを分析する動作が上記共役データサンプルの差を取る動作であるように構成され；
上記心運動徴候波形（６４）求める動作が、各ビュー毎に該共役データサンプルの差を平均して心運動の量を指示する動作であるように構成された；ことを特徴とする請求項８記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項１０】
さらに、患者の心臓（５０）が中心幅４５ｃｍのビュー内に入るように患者（２２）を支持するように構成されたことを特徴とする請求項５記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項１１】
上記共役データサンプルを分析する動作が、投影角がπの整数倍だけ異なる共役データサンプルの差を取る動作であるように構成されたを特徴とする請求項１記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項１２】
共役データサンプルを０秒乃至１／８秒の時間間隔にわたって収集するよう構成されたことを特徴とする請求項１記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項１３】
エッジセルを表すデータサンプルを含む共役データサンプルを収集するよう構成され；
上記共役データサンプルを分析して上記撮像対象のオーバーラップした動かない部分を表すデータを取り除く動作が、該共役データサンプルの差を取り、エッジセルを表すデータサンプルを平均することによって、該共役データサンプルの差に生じた偏りを求める動作であるように構成された；ことを特徴とする請求項１記載のＣＴイメージングシステム。
【請求項１４】
さらに、複数の検出器素子（２０）を有する検出器アレイ（１８）を具有し；
上記エッジセルを表すデータを平均する動作が、検出器アレイの両端部にある検出器素子（６２）から収集されたデータを平均することによって、ビュー毎に直流バイアスを求める動作よりなり；
かつ、さらに一時に１ビューずつ差分信号から該直流バイアスを減じるように構成された；ことを特徴とする請求項１３記載のＣＴイメージングシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、広義には、動く物体ないしは撮像対象のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）による撮像方法及び装置に関し、より詳しくは、患者の心臓のＣＴ撮像方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
少なくとも１つの周知のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）法によるイメージングシステムの構成においては、Ｘ線源は、一般に「撮像平面」と呼ばれるデカルト座標系のＸＹ平面内に広がるようにコリメートされる扇型ビームを投射する。Ｘ線ビームは患者のような撮像される撮像対象を透過する。ビームは、撮像対象によって減衰した後、放射線検出器アレイに入射する。検出器アレイで受け取られる減衰ビーム放射の強度は、撮像対象によるＸ線ビームの減衰量によって決まる。検出器アレイの各素子は、検出器の位置におけるビーム減衰の測定値である互いに別個の電気信号を発生する。全ての検出器からの測定減衰量はそれぞれ別々に収集されて透過プロファイルが作り出される。
【０００３】
周知の第３世代のＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが撮像対象と交わる角度が一定して変化するよう撮像平面内でガントリーと共に撮像対象の回りに回転される。１つのガントリー角における検出器アレイからの一群のＸ線減衰測定値、すなわち投影データは「ビュー」と呼ばれる。撮像対象の「走査」は、Ｘ線源及び検出器が１回転する間にいくつかの異なるガントリー角、すなわち写角で得られる１組のビューよりなる。軸方向走査（アキシャルスキャン）においては、投影データを処理することによって、撮像対象を通して得られる２次元スライスに相当する画像が形成される。１組の投影データからの画像を再生する一つの方法として、当技術分野においてフィルタ補正逆投影法と呼ばれる方法がある。このプロセスは、走査からの測定減衰量を「ＣＴ数」あるいは「ハウンズフィールド・単位」と呼ばれる整数に変換し、これらの整数を用いてブラウン管表示装置上の対応する画素の輝度を制御するものである。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
従来のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）の心臓診断用途への応用は、石灰化スコアリング法及び位相コード化心運動画像再構成法の開発成功の結果、最近大きな関心が得られるようになった。これらのどちらの開発技術でも、ＥＫＧ信号の使用がプロセスの不可欠な部分になっており、患者及びスキャナをＥＫＧ（心電図）モニタ装置に接続しなければならない。このような手法には多くの短所がある。まず第１に、ＥＫＧ装置の使用は余分な検査費用の負担につながる。第２には、ＥＫＧのリード線の取り付け・取り外しは時間がかかり、また厄介である。第３には、ＥＫＧによって得られる電気信号は、患者間に遅延のばらつきがあるため、心臓の機械的な運動とは正確に一致しないということがよく知られている。
【０００５】
従って、収集されたＣＴ投影データを用いて、しかもＥＫＧ装置を使用する必要なく心運動を評価する方法及び装置が提供されるならば、それは望ましいことである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
従って、本発明は、一実施態様として、ＣＴイメージングシステムを用いて患者等の撮像対象の一部分の運動を評価する方法にある。本発明のこの方法は、共役データサンプルが得られるようにＣＴイメージングシステムで撮像対象を走査するステップと、得られた共役データサンプルを分析して撮像対象のオーバーラップ部分、動かない部分を表すデータを取り除くステップと、分析された共役データサンプルから心運動を評価するステップとよりなる。
【０００７】
上記本発明の方法を用いて心運動を評価する場合、そのような評価を行うためのＥＫＧ装置は全く不要である。
【０００８】
【発明の実施の形態】
図１及び２を参照して、図示のコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）イメージングシステム１０は「第３世代」のＣＴスキャナーを代表するガントリー１２を有する。ガントリー１２は、検出器アレイ１８に向けてＸ線ビーム１６を投射するＸ線源１４を有する。検出器アレイ１８は、撮像対象２２（例えば内科患者）を透過する投射Ｘ線を全体で検知するいくつかの検出器素子２０によって構成されている。検出器アレイ１８は、シングルスライスあるいはマルチスライス構成として製造することができる。各検出器素子２０は、入射Ｘ線ビームの強度、従って患者２２を透過する際に生じるビームの減衰量を表わす電気信号を発生する。Ｘ線投影データを収集するための走査時には、ガントリー１２及びこれに取り付けられたコンポーネントが回転の中心２４の回りを回転する。
【０００９】
ガントリー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によって制御される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電源及びタイミング信号を供給するＸ線コントローラ２８、及びガントリー１２の回転速度及び位置を制御するガントリーモータ・コントローラ３０を有する。また、制御機構２６に設けられたデータ収集システム（ＤＡＳ）３２は検出器素子２０からのアナログデータをサンプリングして、そのデータを後段で処理されるディジタル信号に変換する。画像再構成装置３４はＤＡＳ３２からのサンプリングされディジタル化されたＸ線データを受け取り、高速画像再構成を行う。再構成された画像は、入力としてコンピュータ３６に供給され、コンピュータ３６はその画像を大容量記憶装置３８に保存する。
【００１０】
また、コンピュータ３６は、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コマンド及び走査パラメータを受け取る。コンピュータ３６には、オペレータがコンピュータ３６からの再構成画像及びその他のデータを観察できるようにブラウン管表示装置４２が接続されている。コンピュータ３６は、オペレータが供給するコマンドとパラメータを用いてＤＡＳ３２、Ｘ線コントローラ２８及びガントリーモータ・コントローラ３０に制御信号及び情報を供給する。さらに、コンピュータ３６は、テーブル４６を制御して、ガントリー１２中の患者２２の位置を決めるため、テーブルモータ・コントローラ４４の動作を制御する。特に、テーブル４６は、患者２２の身体部分をガントリー開口部４８を通して移動させる。
【００１１】
本発明は、心臓の走査、すなわち撮像対象運動の主発生源が患者２２の心臓５０である場合に効果的であり、特に患者の息止め中での軸方向走査モードでの効果が大きい。従って、撮像対象または患者２２はイメージングシステム１０によって走査されて、投影角がπあるいは２πずつ異なる共役データサンプルを含むデータサンプルが収集される。これらの共役投影サンプルを分析することによってオーバーラップした身体組織（患者２２の肋骨５２や胸壁５４など）の部分が全て取り除かれ、分析されたサンプルから撮像対象あるいは患者２２の画像が再構成される。一実施形態においては、共役データサンプルの差が求められる。その差として残ったデータサンプルは心運動から生じる差信号を表わし、これを用いて心運動が評価される。
【００１２】
各投影では、扇形Ｘ線ビーム１６を用い、ある時間間隔で互いにπだけ異なる共役投影光線が得られる。例えば、図３を参照して、Ｘ軸及びＹ軸はガントリー１２の回転軸に対して垂直であり、線源１４は検出器１８にＸ線ビーム１６を投射する。図３において、βは投影角を表わし、γは検出器角を表わし、γｍは最大検出器角である。検出器角γは、ある投影のいずれかの光線（Ｘ線）が同じ投影のアイソレイ（中心光線）Ｒに対してのなす角であり、（γ，β）の光線に対する共役光線は（−γ，β＋π−２γ）である。−γｍ＜γ＜γｍでは、対応するβは（β＋π−２γｍ，β＋π＋２γｍ）の範囲内で変化し、これは約１／８回転に相当する４γｍの投影角範囲になる。従って、１．０秒の走査速度を用いた実施形態の場合、０．１２５秒の時間間隔にわたって共役光線が収集される。この期間中に心臓５０の有意な心運動が検出される。また、β＝γｍ−γの光線に沿った共役サンプルの収集中にも有意な心運動が検出される。別の実施形態中では、より速い走査速度が使用される。例えば、０．５秒の走査速度を用いると、共役サンプルは６２．５ミリ秒の期間で収集され、これは心運動周期の一部を表す期間である。
【００１３】
１．０秒の走査速度を用いた一実施形態においては、互いに２πを隔てた共役サンプルが用いられる。この実施形態では、１回の投影に対応する共役サンプルセットが次のもう１回の投影のサンプルセットになる。従って、互いに共役な両方のサンプルセットが非常に短期間で収集される。各投影の中では、心運動は無視されるほどに非常に小さい。
【００１４】
図４を参照すると、動物実験で得られたガントリー４回転に対応する（前処理及び較正後の）差分投影データを表わす画像５６が示されている。この図で、ビューは水平軸に沿って変化する。また、検出器素子２０の位置（異なるＤＡＳチャンネルに対応する）は縦軸に沿って変化する。この研究の実験では、１．０秒の走査速度で豚を走査し、ＥＫＧ信号を記録した。豚の心拍数は毎分約１００拍で、通常人間の心拍数より著しく高い。画像５６には、他の全てのオーバーラップする組織を取り除いて、豚の心臓のサイノグラム５８がはっきり示されている。互いに２π離れた角における投影データは互いに異なる瞬間に別々に収集されるので、収集結果は、光子束の変動、データ収集精度及び較正不足による誤差を生じやすい。これらの誤差は画像中で縦縞６０として観察される。
【００１５】
これらの誤差を防ぐために、差分信号についてさらに別の処理が行われた。一般に、心臓は、図２に示すようなエッジセル（すなわち検出器１８の端部にある検出器素子６２）から離して、ビューの中心部位付近にくるように位置決めされる。患者２２の心臓がこれらのエッジセルから離れて中心幅４５ｃｍのビュー内に入るように、患者２２をテーブル４６上で位置決めすることは比較的簡単である。従って、検出器１８の両端部のエッジセルには心運動の影響が入り込まないはずである。
【００１６】
図５に関連する一実施形態は、差分信号評価法によって誘導されたバイアスを求めるため、これらのエッジセルの出力平均を用いたものである。図５は、図４の差分投影データの画像を、バイアス補正を用いる実施形態で処理した後の画像である。この実施形態の中で使用されたバイアス補正は、検出器アレイ１８の両側にある２１チャンネルについて平均を取り、その平均を用いて各ビュー毎に直流バイアスを求めた。その後、直流バイアスを一時に１ビューずつ差分データ信号から減じた。その結果、図４に現われた縦縞６０はほとんど全て除去された。
【００１７】
他の実施形態においては、他のバイアス補償方法が用いられた。例えば、一実施形態においては、直流バイアスを求めたのと同様の方法で倍率が求められ、その倍率を用いて各投影が逓倍された。全てのビューについて、２１のエッジ検出器チャンネルＳｉの平均ＳＡＶが求められた。各投影ビューｉについて２１本のエッジ検出チャンネルの平均Ｓｉを求めると、そのビューの倍率はＳＡＶ／Ｓｉとなる。
【００１８】
一実施形態においては、差分画像が再構成された後、心運動徴候（シグナチャ）波形が求められる。例えば、各ビューの平均差分データ信号が心運動の量を示す指標として使用される。図６には、求められた心運動徴候波形６４とこれに対応するＥＫＧ信号６６とが対比して示されている。心運動徴候波形６４の評価はＣＴ投影データに基づいて行われる。図６は、心運動徴候波形６４とＥＫＧ信号６６との間に非常に正確で安定した対応関係が達成されていることを示しており、これによって心運動の投影画像評価によりＥＫＧ信号６６の適切な代替手段が得られることが実証されている。
【００１９】
図６の画像生成に際しては、各ビューの平均信号のみが心運動指標として使用された。別の実施形態においては、他の運動指標を使用することが可能である。例えば、各ビュー内の最大変動と最小変動を用いて心運動を示すことが可能である。
【００２０】
一実施形態においては、図５に示すような再構成された差分画像６８を用いて投影空間あるいは画像空間内の患者２２の心臓５０の位置が自動的に同定あるいは識別される。収集されたデータにしきい値を適用することにより、投影内の心臓５０が他の部位とはっきり区別して認識される。図５ではっきり見ることができるように、有意な指示記録が認められる唯一の部位７０が心臓５０である。差分画像６８の輝度があらかじめ定められたしきい値より高いビュー７２を心臓部位７０と特定することによって、心臓５０の左右のエッジ７４及び７６を投影内でそれぞれ他と区別して認識される。各ビュー毎に心臓投影境界７４、７６を取り込むことによって、心臓５０の境界評価の不正確さがさらに低減される。これらの不正確をさらに縮小するために、心臓境界内の差分画像中の部位に平均信号計算に先立って加重関数が乗ぜられる。この加重関数は、心臓のエッジ付近では重みをより小さくし、心臓の内部ではより大きい重みを与えるものである。投影６８で境界７４、７６が識別されたならば、画像中の対応する心臓部位７０が識別され、駆出率、対比分析等のような他の心画像分析のために利用される。一実施例においては、心臓部位７０のみに焦点を当て、心臓以外の撮像対象の影響を完全に排除することにより、心徴候導出を一層正確にするために境界識別が用いられる。
【００２１】
心臓信号が得られた後、一実施形態においてはは、画像上に対するノイズの影響がさらに低減される。このようなノイズ低減は、例えばローパスフィルタ法またはカーブフィッティング法によって達成される。カーブフィッティングによって徴候曲線を得ると、それらのフィッティングを行った曲線及びフィッティングパラメータを用いることにより心臓の位相及び周期性を識別することが容易になる利点がある。
【００２２】
一実施形態においては、Ｘ線源１４が励起されている状態で、ガントリー１２を回転させることによりテーブル４６上の患者２２がＣＴイメージングシステム１０によって走査される。検出器アレイ１８からの信号は、ＤＡＳ３２及び画像再構成装置３４によって処理される。コンピュータ３６は、上記の１つ以上の方法を示した実施形態のデータ処理ステップを実行するようにプログラムされ、処理の結果得られた画像及び／またはデータ（例えば心運動徴候波形）が表示装置４２上に表示される。
【００２３】
上記の本発明の様々な実施例の説明から、心運動が収集されたＣＴ投影データから正確に評価されるということは明白である。さらに、本発明の方法及び装置は、ＥＫＧ装置を使用する必要なく上記のような評価を行うことができるという長所を有する。
【００２４】
以上、本発明の特定の実施例について詳細に説明したが、これらの実施例はもっぱら例示説明のためのものであり、本発明を限定する意味で解釈されるべきものではないと言うことは明確に理解されよう。さらに、本願で説明したＣＴシステムは、Ｘ線源及び検出器の両方がガントリーと共に回転する「第３世代」システムである。個々の検出器素子が所与のＸ線ビームに対して実質的に一様な応答を示すように補正されている限り、検出器がフルリング固定型検出器でＸ線源だけがガントリーと共に回転する「第４世代」のシステムを含め他の多くのＣＴシステムを使用することも可能である。さらに、本願で説明したシステムは軸方向走査を行うが、本発明は３６０°以上のデータが必要なヘリカルスキャン方式でも使用することが可能である。従って、本発明の精神及び範囲は、もっぱら特許請求の範囲の記載及び法的にこれと等価であると見なされるところによってのみ限定されるものである。
【００２５】
【発明の効果】
本発明によれば、上記の効果の他に、ＣＴイメージングシステムにより、ＥＫＧ装置を使用することなく心運動を評価する安価で手間を要しない手段が得られる。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＣＴイメージングシステムの概略斜視図である。
【図２】図１に示すシステムの概略ブロック図である。
【図３】図１に示すＣＴイメージングシステムの線源及び検出器の幾何学的説明図で、投影角β、検出器角γ及び最大検出器角γｍの関係が示されている。
【図４】動物実験で得られたガントリー４回転分に相当する差分投影データ（前処理及び較正後の）を表わす画像である。
【図５】バイアス補正を用いた本発明の一実施例により処理された図４の差動投影を描写した画像である。
【図６】本発明の一実施形態によって求めた心運動徴候（シグナチャ）波形とこれに対応するＥＫＧ信号との対比グラフである。
【符号の説明】
１０  ＣＴイメージングシステム
１２  ガントリー
１４  Ｘ線源
１８  検出器アレイ
２０  検出器素子
２２  撮像対象（患者）
２６  制御機構
２８  Ｘ線コントローラ
３０  ガントリーモータ・コントローラ
３２  ＤＡＳ
３４  イメージ再生装置
３６  コンピュータ
４２  表示装置
４４  テーブルモータ・コントローラ
４６  テーブル
５６  画像
５８  サイノグラム
６０  縦縞
６８  差分画像
７０  心臓部位
７２  ビュー
７４、７６  心臓投影境界
【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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