JP2001157676A - スカウト画像をベースとした心臓石灰化計数のための方法及び装置 - Google Patents
スカウト画像をベースとした心臓石灰化計数のための方法及び装置Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
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- A61B6/488—Diagnostic techniques involving pre-scan acquisition
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- A61B6/503—Clinical applications involving diagnosis of heart
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- A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
- A61B6/541—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving acquisition triggered by a physiological signal
Abstract
(57)【要約】
【課題】 心拍周期を有する患者（２２）の心臓（５
８）に対する石灰化計数に適したＣＴ画像を作成するた
めの方法及び装置を提供する。 【解決手段】 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、関心対象の物理的位置
Ｌにおけるφ1 （Ｌ）と異なる心拍周期の時相φ
2 （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Ｃ
Ｔ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
（７８）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。
８）に対する石灰化計数に適したＣＴ画像を作成するた
めの方法及び装置を提供する。 【解決手段】 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、関心対象の物理的位置
Ｌにおけるφ1 （Ｌ）と異なる心拍周期の時相φ
2 （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Ｃ
Ｔ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
（７８）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。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、全般的には心臓Ｃ
Ｔ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。
Ｔ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。
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 ba
ck 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。
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 ba
ck 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。
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。
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。
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φ
1 （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。φ 1 （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。
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φ
1 （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。φ 1 （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。
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。
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３
０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。
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３
０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。
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。
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＋Δ
ｐ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。
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＋Δ
ｐ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。
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６
２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５
０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。
ト画像５２の縦列５４は、ＥＫＧ信号６４の心収縮期６
２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５
０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６
４、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。
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６
４、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。
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φ
2（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。
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φ
2（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２
２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。
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２
２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。
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。
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。
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。
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１
８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。
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１
８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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
用いて解析される画像のピクセルを表した略図である。
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
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
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 マーク・イー・ウッドフォード アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ワー ケシャー、ラーチモント・ドライブ、709 番
Claims (21)
- 【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、 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（７８）を決定するステップと、を含む方法。 - 【請求項２】 前記両方の画像収集ステップの間、患者
が自身の呼吸を停止させている請求項１に記載の方法。 - 【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
するステップを含む請求項１に記載の方法。 - 【請求項４】 石灰化沈着を特定する前記ステップが、
コンピュータ画像処理を利用して実行される請求項３に
記載の方法。 - 【請求項５】 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前記ステップ
が、前記差分画像の隣接するピクセル・グループ（７
６、８０）の強度を比較して、石灰化を示すしきい値を
超える強度差を特定することを含む請求項３に記載の方
法。 - 【請求項６】 石灰化沈着を特定する前記ステップがさ
らに、画像強度の差に従って石灰化の量を計数すること
を含む請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 さらに、前記差分画像を処理して石灰化
沈着の外観を強調するステップを含む請求項１に記載の
方法。 - 【請求項８】 さらに、前記第１の画像を表すデータ及
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）をモニタするステップを含む
請求項１に記載の方法。 - 【請求項９】 画像を収集する前記ステップの双方が、
マルチスライス型ＣＴイメージング・システム（１０）
の異なる検出器（１８）の行を利用して同時に実行され
る請求項１に記載の方法。 - 【請求項１０】 前記ＣＴイメージング・システム（１
０）が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）を備えると共に、前記
データ収集ステップ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ステップをさら
に含む請求項９に記載の方法。 - 【請求項１１】 前記マルチスライス型ＣＴイメージン
グ・システム（１０）が少なくとも３つの検出器行を備
えると共に、前記方法がさらに、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するス
テップと、前記ノイズ評価情報を利用して差分画像（７
８）内のバックグラウンド・ノイズを評価するステップ
とを含む請求項１０に記載の方法。 - 【請求項１２】 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１３】 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
定するように構成されている請求項１２に記載のシステ
ム。 - 【請求項１４】 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１３に記
載のシステム。 - 【請求項１５】 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
ることを含む請求項１３に記載のシステム。 - 【請求項１６】 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１
５に記載のシステム。 - 【請求項１７】 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するように構成されている請求項１
２に記載のシステム。 - 【請求項１８】 さらに、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
に構成されている請求項１２に記載のシステム。 - 【請求項１９】 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１２に記載のシステム。 - 【請求項２０】 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いる請求項１
９に記載のシステム。 - 【請求項２１】 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２０に記載のシステ
ム。
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