JP2004174262A - 灌流データを取得する方法及び装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】ＣＴ撮像において、患者に投与される造影剤の投与量を少なくし、且つ／又は形成される画像を改善する。
【解決手段】灌流データを取得する方法（６０）が、関心対象を提供する工程（６２）と、単一エネルギ型計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム（１０）によって関心対象を撮像するために用いられる造影剤の第一の量を推定する工程（６４）と、造影剤の第一の量よりも少ない第二の量の造影剤を関心対象に導入する工程（６６）と、多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システムを用いて関心対象を走査してデータを取得する工程（６８）とを含んでいる。
【選択図】 図１
【解決手段】灌流データを取得する方法（６０）が、関心対象を提供する工程（６２）と、単一エネルギ型計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム（１０）によって関心対象を撮像するために用いられる造影剤の第一の量を推定する工程（６４）と、造影剤の第一の量よりも少ない第二の量の造影剤を関心対象に導入する工程（６６）と、多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システムを用いて関心対象を走査してデータを取得する工程（６８）とを含んでいる。
【選択図】 図１
Description
本発明は一般的には、医療イメージング・システムに関し、さらに具体的には、医療イメージング・システムを用いて多数の造影剤を識別する装置及び方法に関する。
走査速度の高速化、多数の検出器横列（row）による撮像範囲の拡張及びスライス幅の細密化等の計算機式断層写真法（ＣＴ）技術の近年の発展にも拘わらず、エネルギ分解は依然として実現されていない。すなわち、Ｘ線源からのＸ線フォトン・エネルギ・スペクトルは幅広く、ＣＴ検出システムによるエネルギ分解が欠如しているので、エネルギ識別型ＣＴの発展が妨げられている。
所与の対象を透過したＸ線の減弱は一定ではない。寧ろ、Ｘ線減弱はＸ線フォトン・エネルギに大きく依存している。この物理的現象は、非一様性、陰影（shading）及び縞（streak）のようなビーム・ハードニング・アーティファクトとして画像内に現われる。容易に補正することのできるビーム・ハードニング・アーティファクトもあるが、補正が比較的困難なものもある。一般的に、ビーム・ハードニング・アーティファクトを補正する公知の方法として水較正及び繰り返し式骨補正があり、水較正は水に類似した物質によるビーム・ハードニングを除去するように各々のＣＴ機械を較正することを含んでおり、繰り返し式骨補正では、一回目の画像で骨を分離した後に、二回目で骨によるビーム・ハードニングを補正する。しかしながら、水及び骨以外の物質によるビーム・ハードニング、例えば金属及び造影剤によるビーム・ハードニングは補正が難しい場合がある。加えて、上述の補正方法を用いても、従来のＣＴは定量的な画像値を与えない。寧ろ、異なる位置に位置する同じ物質が異なるＣＴ数をしばしば呈する。
従来のＣＴのもう一つの欠点は、物質特徴評価（キャラクタリゼーション）が欠如していることである。例えば、画像内では低密度の高減弱性物質が高密度の低減弱性物質と同じＣＴ数を生じ得る。このため、ＣＴ数のみに基づいていたのでは走査対象の物質組成に関する情報は殆ど或いは全く得られない。
加えて、かかるスキャナによって形成される画像はかなりのレベルの画像アーティファクト及び不正確なＣＴ数を呈する場合があるので、脈管構造の評価がしばしば困難である。これらの制限から、ＣＴ装置の高度な診断への利用が阻まれている場合がある。脈管構造、組織及び器官の評価を改善するために、比較的多量の造影剤を患者に投与して画質を高めている。従って、患者に投与される造影剤の投与量を少なくし、且つ／又は形成される画像を対応して改善することが望ましい。
一観点では、灌流データを取得する方法を提供する。この方法は、関心対象を提供する工程と、単一エネルギ型計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムによって関心対象を撮像するのに用いられる造影剤の第一の量を推定する工程と、造影剤の第一の量よりも少ない第二の量の造影剤を関心対象に導入する工程と、多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システムを用いて関心対象を走査してデータを取得する工程とを含んでいる。
他の観点では、灌流データを取得する方法を提供する。この方法は、一回目の走査時に第一のエネルギで造影剤の第一の画像を取得する工程と、一回目の走査時に第二のエネルギで背景組織の第二の画像を取得する工程と、第一の画像から第二の画像を減算して強調画像を形成する工程とを含んでいる。
他の観点では、多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システムを提供する。ＭＥＣＴは、１以上の放射線源と、１以上の放射線検出器と、放射線源及び放射線検出器に結合されているコンピュータとを含んでいる。コンピュータは、一回目の走査時に第一のエネルギで造影剤の第一の画像を取得し、一回目の走査時に第二のエネルギで背景組織の第二の画像を取得し、第一の画像から第二の画像を減算して強調画像を形成するように構成されている。
さらに他の観点では、プログラムで符号化されているコンピュータ読み取り可能な媒体を提供する。プログラムは、一回目の走査時に第一のエネルギで造影剤の第一の画像を取得し、一回目の走査時に第二のエネルギで背景組織の第二の画像を取得し、第一の画像から第二の画像を減算して強調画像を形成すべくコンピュータに指令するように構成されている。
さらにもう一つの観点では、コンピュータを提供する。コンピュータは、多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システムの一回目の走査時に第一のエネルギで造影剤の第一の画像を取得し、ＭＥＣＴの一回目の走査時に第二のエネルギで背景組織の第二の画像を取得し、第一の画像から第二の画像を減算して強調画像を形成するように構成されている。
本書に記載する方法及び装置はエネルギ識別型（多重エネルギ型としても公知）計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システムを用いて灌流データを取得することを取り扱う。少なくとも一つの公知のシステムを用いて灌流データを取得するためには、操作者が造影剤の用量を推定して最適な画像を形成している。ＭＥＣＴシステムを用いると、同じ操作者が患者に相対的に少量の造影剤を導入し、且つ／又は改善された画像を形成することができる。
加えて、本書に記載する方法及び装置は、Ｘ線と物質との相互作用の基本的な特性を利用した新規のアプローチを含んでいる。例えば、各々の射線軌跡毎に、異なる平均Ｘ線エネルギによる多数の測定値を取得する。これらの測定値に対してコンプトン分解及び光電分解、並びに／又はＢＭＤを実行すると、精度及び特徴評価の改善を可能にする追加情報が得られる。
幾つかの公知のＣＴイメージング・システム構成においては、Ｘ線源がファン（扇形）形状のビームを投射し、このビームは、デカルト座標系のＸＹ平面であって、一般に「イメージング（撮像）平面」と呼ばれる平面内に位置するようにコリメートされる。Ｘ線ビームは患者等の撮像対象を透過する。ビームは対象によって減弱された後に放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイで受光される減弱した放射線ビームの強度は、対象によるＸ線ビームの減弱量に依存している。アレイ内の各々の検出器素子が、検出器の位置でのビーム強度の測定値である別個の電気信号を発生する。すべての検出器からの減弱測定値を別個に取得して透過プロファイル（断面）を形成する。
第三世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが撮像対象と交差する角度が定常的に変化するように撮像平面内で撮像対象の周りをガントリと共に回転する。一つのガントリ角度での検出器アレイからの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。対象の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検出器が一回転する間に様々なガントリ角度すなわちビュー角度において形成される一組のビューを含んでいる。
アキシャル・スキャン（軸方向走査）では、投影データを処理して、対象を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構築する。一組の投影データから画像を再構成する一方法に、当業界でフィルタ補正逆投影法と呼ばれるものがある。この方法は、走査からの減弱測定値を「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド（Hounsfield）単位」（ＨＵ）と呼ばれる整数へ変換し、これらの整数を用いて陰極線管表示器上の対応するピクセルの輝度を制御する。
全走査時間を短縮するために、「ヘリカル」・スキャン（螺旋走査）を行なうこともできる。「ヘリカル」・スキャンを行なうためには、患者を移動させながら所定の数のスライスのデータを取得する。このようなシステムは、一回のファン・ビーム・ヘリカル・スキャンから単一の螺旋を生成する。ファン・ビームによって悉く写像された螺旋から投影データが得られ、投影データから各々の所定のスライスにおける画像を再構成することができる。
ヘリカル・スキャンのための再構成アルゴリズムは典型的には、収集したデータにビュー角度及び検出器チャネル番号の関数として加重する螺旋加重アルゴリズムを用いる。明確に述べると、フィルタ補正逆投影法の前に、ガントリ角度及び検出器角度の両方の関数である螺旋加重ファクタに従ってデータに加重する。次いで、加重したデータを処理してＣＴ数を生成すると共に、対象を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構築する。
合計取得時間をさらに短縮するために、マルチ・スライスＣＴが導入されている。マルチ・スライスＣＴでは、あらゆる時間的瞬間に、多数の横列を成す投影データを同時に取得する。ヘリカル・スキャン・モードと併用すると、システムは単一の螺旋分のコーン・ビーム投影データを生成する。シングル・スライス螺旋加重方式の場合と同様に、フィルタ補正逆投影アルゴリズムの前に投影データに加重を乗算する方法を導き出すことができる。
本書で用いる場合には、単数形で記載されており単数不定冠詞を冠した要素又は工程という用語は、排除を明記していない限りかかる要素又は工程を複数備えることを排除しないものと理解されたい。さらに、本発明の「一実施形態」に対する参照は、所載の特徴を同様に組み入れている他の実施形態の存在を排除しないものと解釈されたい。
また、本書で用いられる「画像を再構成する」という表現は、画像を表わすデータが生成されるが可視画像は形成されないような本発明の実施形態を排除するものではない。但し、多くの実施形態は１以上の可視画像を形成する（か又は形成するように構成されている）。加えて、本書で用いられる走査とは、一定の時間にわたって多数回のガントリ回転を実行することを言う。例えば、灌流の場合には、限定しないが約４０秒間等の単一の時間区間で約１００回の走査を行なうことができる。
図１及び図２には、多重エネルギ型走査イメージング・システム、例えば多重エネルギ型マルチ・スライス計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）イメージング・システム１０が、「第三世代」ＣＴイメージング・システムに典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。本書で用いられる多重エネルギ型計算機式断層写真法システムという用語は、エネルギ識別型ＣＴ（ＥＤＣＴ）システムも参照する。ガントリ１２はＸ線源１４を有しており、Ｘ線源１４は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の反対側に設けられている検出器アレイ１８に向かって投射する。検出器アレイ１８は、複数の検出器素子２０を含む複数の検出器横列（図示されていない）によって形成されており、検出器素子２０は一括で、患者２２のような対象を透過した投射Ｘ線ビームを感知する。各々の検出器素子２０は、入射Ｘ線ビームの強度を表わし従って対象又は患者２２を透過する際のビームの減弱を推定するのに用いることのできる電気信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための一回の走査の間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着されている構成部品は回転中心２４の周りを回転する。図２は、検出器素子２０の単一の横列（すなわち検出器横列一列）のみを示している。しかしながら、マルチ・スライス検出器アレイ１８は、一回の走査中に複数の準平行スライス又は平行スライスに対応する投影データが同時に取得され得るように検出器素子２０の複数の平行な検出器横列を含んでいる。
ガントリ１２上の構成要素の回転及びＸ線源１４の動作は、ＭＥＣＴ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線制御器２８とガントリ・モータ制御器３０とを含んでおり、Ｘ線制御器２８はＸ線源１４に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器３０はガントリ１２上の構成要素の回転速度及び位置を制御する。制御機構２６内に設けられているデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングして、後続の処理のためにこのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成器３４が、サンプリングされてディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取って高速画像再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。画像再構成器３４は、特殊化したハードウェアであってもよいし、コンピュータ３６上で実行されるコンピュータ・プログラムであってもよい。
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を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。付設されている陰極線管表示器４２によって、操作者は、再構成された画像及びコンピュータ３６からのその他のデータを観測することができる。操作者が供給した指令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２をガントリ１２内で配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２の各部分をガントリ開口４８を通して移動させる。
一実施形態では、コンピュータ３６は、フレキシブル・ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ、光磁気ディスク（ＭＯＤ）、又はネットワーク若しくはインターネットのような他のディジタル・ソース等のコンピュータ読み取り可能な媒体５２から命令及び／又はデータを読み取る装置５０、例えばフレキシブル・ディスク・ドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、ＭＯＤ装置、又はイーサネット装置（「イーサネット」は商標）等のネットワーク接続装置を含めたその他任意のディジタル装置、並びに開発中のディジタル手段を含んでいる。コンピュータ３６は、本書に記載する機能を実行するようにプログラムされており、本書で用いられるコンピュータという用語は当技術分野でコンピュータと呼ばれている集積回路のみに限らず、コンピュータ、プロセッサ、マイクロコントローラ、マイクロコンピュータ、プログラマブル論理コントローラ、特定応用向け集積回路、及び他のプログラム可能な回路を広範に指しており、これらの用語は本書では互換的に用いられている。ＣＴイメージング・システム１０は、異なるＸ線スペクトルに応答するように構成されているという点でエネルギ識別型（多重エネルギ型としても公知）である計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システムである。このことは、従来の第三世代ＣＴシステムで異なるＸ線管ポテンシャルで相次いで投影を取得することにより達成することができる。例えば管を８０ｋＶｐポテンシャル及び１６０ｋＶｐポテンシャルで動作させて、例えば二種類の走査を連続して又はインタリーブ方式のいずれかで取得する。代替的には、異なる検出器横列が異なるＸ線エネルギ・スペクトルの投影を収集するようにＸ線源と検出器との間に特殊なフィルタを設ける。代替的には、連続して又はインタリーブ方式のいずれかで取得される二種類の走査毎にＸ線スペクトルを成形する特殊な複数のフィルタを用いることができる。さらにもう一つの実施形態は、検出器に到達する各々のＸ線フォトンがそのフォトン・エネルギで記録されるようにエネルギ感受性検出器を用いるものである。以上に述べた特定の実施形態は第三世代ＣＴシステムを参照しているが、本書に記載する方法は第四世代ＣＴシステム（静止型検出器−回転式Ｘ線源）にも第五世代ＣＴシステム（静止型検出器及び静止型Ｘ線源）にも同等に適用可能である。
多重エネルギ測定値を得るためには様々な方法があり、すなわち（１）異なる二種類のエネルギ・スペクトルで走査する方法、（２）検出器でのエネルギ累積に応じてフォトン・エネルギを検出する方法、及び（３）フォトン計数方法がある。フォトン計数は、フォトン統計を均衡させるための明確なスペクトル分離及び調節可能なエネルギ分離点を提供する。
ＭＥＣＴは、従来のＣＴに付随する複数の問題点、限定しないが例えばエネルギ識別及び物質特徴評価の欠如等を軽減し又は解消することを容易にする。対象散乱が存在しない場合には、フォトン・エネルギ・スペクトルの二つの領域すなわち入射したＸ線スペクトルの低エネルギ部分及び高エネルギ部分を別個に検出するシステム１０を用いることができる。その他任意のエネルギでの挙動は、これら二つのエネルギ領域からの信号に基づいて導き出すことができる。この現象は、医療ＣＴが関心を持つエネルギ領域では、二つの物理的過程すなわち（１）コンプトン散乱及び（２）光電効果がＸ線減弱を支配するという基本的事実によって生じている。このため、二つのエネルギ領域から検出される信号は、被撮像物質のエネルギ依存性を解明するのに十分な情報を提供する。さらに、二つのエネルギ領域から検出される信号は、二つの物質で構成されている対象の相対的な組成を決定するのに十分な情報を提供する。
実施形態の一例では、ＭＥＣＴは、限定しないが例えばＣＴ数差アルゴリズム、コンプトン及び光電分解アルゴリズム、基底物質分解（ＢＭＤ）アルゴリズム、並びに対数減算分解（ＬＳＤ）アルゴリズム等の分解アルゴリズムを用いる。
ＣＴ数差アルゴリズムは、異なる管ポテンシャルで得られる二つの画像の間のＣＴ数又はハンスフィールド数の差の値を算出することを含んでいる。一実施形態では、差の値はピクセル毎に算出される。もう一つの実施形態では、関心領域全体での平均ＣＴ数差を算出する。また、コンプトン及び光電分解アルゴリズムは、ＭＥＣＴ１０を用いて一対の画像を取得し、コンプトン過程及び光電過程からの減弱を別個に表わすことを含んでいる。ＢＭＤアルゴリズムは、各々基底物質の一方の等価密度を表わす二つのＣＴ画像を取得することを含んでいる。物質密度はＸ線フォトン・エネルギに独立であるので、これらの画像にはビーム・ハードニング・アーティファクトが略存在しない。加えて、操作者は何らかの関心のある物質を目標として基底物質を選択し、これにより画像コントラストを強調することができる。利用について述べると、ＢＭＤアルゴリズムは、所与の任意の物質のＸ線減弱（医療ＣＴのエネルギ領域での）が他の二つの所与の物質の固有密度の混合によって表わされ得るとの概念に基づいており、従って、これら二つの物質を基底物質と呼ぶ。また、一実施形態では、ＬＳＤアルゴリズムを用いて、準単一エネルギＸ線スペクトルで画像を取得して、二つの物質の各々の実効減弱係数によって撮像対象を特徴評価することができ、従って、ＬＳＤアルゴリズムはビーム・ハードニング補正を組み入れない。加えて、ＬＳＤアルゴリズムは、較正はされず、各回の照射の平均エネルギでの所与の物質の実効減弱係数の比である組織相殺パラメータの決定を用いる。実施形態の一例では、組織相殺パラメータは、画像を取得するのに用いられるスペクトルと、一対の理想的な単一エネルギ照射に期待される信号強度から測定信号強度を変化させる任意の追加ファクタとに主に依存している。
尚、多重エネルギ型ＣＴシステムを最適化するためには、スペクトル分離が大きいほど画質が良好になる。また、これら二つのエネルギ領域でのフォトン統計は相似でなければならず、さもないと相対的に不良な統計学的領域が画像雑音を支配することになる。
図３は、図１に示す医療イメージング・システムを用いて灌流データを取得する方法６０である。方法６０は、患者２２のような関心対象を提供する工程（ブロック６２）と、単一エネルギ型計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムによって関心対象を撮像するのに用いられる造影剤の第一の量を推定する工程（ブロック６４）と、造影剤の第一の量よりも少ない第二の量の造影剤を関心対象に導入する工程（ブロック６６）と、多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システムを用いて関心対象を走査してデータを取得する工程（ブロック６８）とを含んでいる。本書で用いられる単一エネルギ型計算機式断層写真法とは、単一回のデータ取得時に単一のＸ線スペクトルに関するデータを取得するシステムを指しており、ＭＥＣＴとは、単一回のデータ取得時に２以上のＸ線スペクトルに関するデータを取得するシステムを指している。
利用について述べると、カテーテル又は他の適当な医療装置を、撮像のために選択された組織又は器官の上流側の動脈血管に挿入する。次いで、カテーテルを用いて動脈に造影剤を注入する。実施形態の一例では、造影剤の用量は、公知の単一エネルギ型ＣＴ撮像手法に基づいて操作者によって決定される。ＭＥＣＴを用いると、患者に注入される造影剤の量が減少する。一実施形態では、ＭＥＣＴ手順での造影剤の用量は、少なくとも一つの公知のＣＴイメージング・システムを用いて撮像する場合の用量よりも少なくとも約２５％減少する。もう一つの実施形態では、造影剤は約１０％〜約６０％減少する。もう一つの実施形態では、造影剤は約２５％〜約７５％減少する。一実施形態では、造影剤としては、限定しないがＧｄ−ＤＴＰＡのようなガドリニウムのキレート、ガドジアミド（ガドリニウムジエチレントリアミン五酢酸ビスメチルアミド、Ｃ16Ｈ28ＧｄＮ5Ｏ9ｘＨ2Ｏ）のような非イオン性キレート、又はイオパミドールのようなイオン性若しくは非イオン性のヨウ素系造影剤がある。
多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システムを用いて関心対象を走査してデータを取得する工程（ブロック６８）はまた、一回目の走査時に第一のエネルギで造影剤の第一の画像を形成する工程と、一回目の走査時に第二のエネルギで背景組織の第二の画像を形成する工程とを含んでいる。次いで、第一の画像から第二の画像を減算して、増大した信号レベルで造影剤の最終画像を形成する。
利用について述べると、最終画像は、限定しないが例えば次式に示すフィック（Fick）の原理のような公知の原理を用いて処理することができる。
式中、
Ｑ（Ｔ）は組織強調曲線であり、
ＢＦは血流量であり、
Ｃa（ｔ）は経時的な造影剤灌流量である。
Ｑ（Ｔ）は組織強調曲線であり、
ＢＦは血流量であり、
Ｃa（ｔ）は経時的な造影剤灌流量である。
実施形態の一例では、ＢＦは例えば脳血流量（ＣＢＦ）である。式１及び式２に示すように、Ｃa（ｔ）及びＱ（Ｔ）は一連の画像にわたっての造影剤減弱である。例えば、Ｑ（Ｔ）は一定面積の組織にわたるものである。Ｃa（ｔ）は供給側動脈において測定され、また本書に記載する「動脈濃度曲線」を表わす。利用について述べると、本書に記載する方法は、式２の分母が１に近似的に等しくなるように、デルタ関数すなわち積分が１となる関数を近似するＣa（ｔ）をモデル化することを容易にする。デルタ関数を近似するＣa（ｔ）をモデル化することにより、画像の時系列にわたる組織による造影剤減弱の近似を改善することができる。
図４は、患者２２に第一の量の造影剤が導入されたときに単一エネルギ型ＣＴイメージング・システムを用いて取得される強調信号である。図５は、患者２２に第一の量の造影剤が導入されたときにＭＥＣＴシステム１０を用いて取得される強調信号である。図５に示すように、ここでの信号レベルは図４に示す信号レベルよりも高い。
図５に示すように、ＭＥＣＴシステム１０を用いることにより、背景組織から造影剤を区別することが容易になり、造影剤信号を強調することができる。結果として、動脈濃度曲線がインパルス関数にさらによく似たものとなり、これにより、結果として得られる流量関数の精度、すなわち脳灌流の場合にはＣＢＦ又は独立型灌流応用では他の流量信号の精度が高まる。
図６は、造影剤の第一の量よりも少ない第二の量の造影剤を用いてＭＥＣＴシステム１０を利用して取得される強調信号である。利用について述べると、本書に記載する方法は、灌流画像の信号対雑音比を改善し、結果として機能パラメータの定量化をより正確にする。従って、所与の灌流検査のために患者２２に投与する造影剤量を減少させることができる。造影剤投与量を減少させることと組み合わせて多数位置撮像も行なうことができ、これにより、解剖学的な撮像範囲が広くなる。最後に、造影剤に関連したビーム・ハードニング・アーティファクトの改善によって、現状では心室での過剰な造影剤に起因するビーム・ハードニングによって制限されている心筋灌流というさらに難関とされている分野で新たな応用が可能になる。
本発明を様々な特定の実施形態について記載したが、当業者であれば、特許請求の範囲の要旨及び範囲内で本発明に改変を施し得ることが理解されよう。
１０ ＣＴシステム
１２ ガントリ
１４ 放射線源
１６ 放射線コーン・ビーム
１８ 検出器アレイ
２０ 検出器素子
２２ 患者
２４ 回転中心
２６ 制御機構
４２ 表示器
４６ モータ式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ 媒体読み取り装置
５２ 媒体
６０ 医療イメージング・システムを用いて灌流データを取得する方法
１２ ガントリ
１４ 放射線源
１６ 放射線コーン・ビーム
１８ 検出器アレイ
２０ 検出器素子
２２ 患者
２４ 回転中心
２６ 制御機構
４２ 表示器
４６ モータ式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ 媒体読み取り装置
５２ 媒体
６０ 医療イメージング・システムを用いて灌流データを取得する方法
Claims (8)
- １以上の放射線源（１２）と、
１以上の放射線検出器（１８）と、
前記放射線源及び前記放射線検出器に結合されているコンピュータ（３６）とを備えており、該コンピュータは、
一回目の走査時に第一のエネルギにおいて造影剤の第一の画像を取得し、
前記一回目の走査時に第二のエネルギにおいて背景組織の第二の画像を取得して、
前記第一の画像から前記第二の画像を減算して強調画像を形成するように構成されている、多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システム（１０）。 - 前記コンピュータ（３６）はさらに、前記第一の画像及び前記第二の画像を分解するように構成されている、請求項１に記載の多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システム（１０）。
- 前記コンピュータ（３６）はさらに、ＣＴ数差アルゴリズム、コンプトン及び光電分解アルゴリズム、基底物質分解（ＢＭＤ）アルゴリズム、並びに対数減算分解（ＬＳＤ）アルゴリズムの１以上を用いて前記第一の画像及び前記第二の画像を分解するように構成されている、請求項１に記載の多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システム（１０）。
- 前記コンピュータ（３６）はさらに、コンプトン及び光電分解アルゴリズムを用いて前記第一の画像及び前記第二の画像を分解するように構成されている、請求項１に記載の多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システム（１０）。
- 前記コンピュータ（３６）はさらに、ＣＴ数差アルゴリズムを用いて前記第一の画像及び前記第二の画像を分解するように構成されている、請求項１に記載の多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システム（１０）。
- 前記コンピュータ（３６）はさらに、基底物質分解（ＢＭＤ）アルゴリズムを用いて前記第一の画像及び前記第二の画像を分解するように構成されている、請求項１に記載の多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システム（１０）。
- 前記コンピュータ（３６）はさらに、対数減算分解（ＬＳＤ）アルゴリズムを用いて前記第一の画像及び前記第二の画像を分解するように構成されている、請求項１に記載の多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システム（１０）。
- 前記コンピュータ（３６）はさらに、第一の血管に造影剤を導入するように構成されている、請求項３に記載の多重エネルギ型計算機式断層写真法（ＭＥＣＴ）システム（１０）。
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