JP2014528333A - 心臓のイメージング方法 - Google Patents

Abstract

【解決手段】本願発明は、ヒトまたは動物の心臓のイメージング、特に心臓の動きのイメージングに関する。また本願発明は、研究、医療、獣医、および産業の広い範囲において、機能および形状のイメージングに使用することができる。特に、本願発明は検査対象の心臓をイメージングするための方法および装置を提供する。この方法は、検査対象の肺の１つ以上の領域における少なくとも１つの生体内画像を再構成するステップ（１）と、前記少なくとも１つの生体内画像を２Ｄまたは３Ｄの心臓モデルに適用するステップ（２）と、検査対象の心臓の２Ｄまたは３Ｄの画像フィールドを再構成するステップ（３）と、を含む。【選択図】図１

Description

本願発明は、ヒトまたは動物の心臓のイメージング、特に心臓の動きのイメージングに関連する。

本願発明のある態様は、医用生体工学の分野、特に心臓の生体内（ｉｎ ｖｉｖｏ）または試験管内（ｉｎ ｖｉｔｒｏ）イメージングに関連する。

別の態様では、本願発明は、研究、医療、獣医、および産業の広い範囲において、機能および形状をイメージングする技術に関連する。

さらなる態様では、本願発明は生きた心臓組織の動きをイメージングする方法および装置としての使用に好適である。

以下、本願発明を生体内の医療用イメージングに関連して説明することが便利であろう。しかし、本願発明がその用途にのみ限定されるわけではなく、試験管内の用途、診断や治療などの他の医療用途、研究用途、獣医用途、おとび産業用途にも使用することができることが理解されるべきである。

さらに、本願発明をコンピューター断層撮影法のＸ線粒子画像速度測定（ＣＴＸＶ）に使用される光源などのＸ線を放つ光源を使用するイメージングに関連して説明することが便利であろう。しかし、当然ながら本願発明は任意の便利な光源を用いた画像（ｉｍａｇｅｒｙ）を提供する任意のシステムにまで拡張される。

当然ながら、本願明細書における文書、装置、行動または知識に関するあらゆる議論が、本願発明の背景を説明するために包含される。さらに、本願明細書全体における議論は、本願発明者の認識によって、および／または本願発明者によってある関連技術の問題を特定するために生じている。さらに、本願明細書における文書、装置、行動または知識などの材料に関するあらゆる議論は、本願発明者の知識および経験の観点から本願発明の背景を説明するために包含される。したがって、そのような任意の議論は、本願明細書および特許請求の範囲の優先日またはそれよりも前において、任意の材料が従来技術の基礎の一部またはオーストラリアまたはそれ以外の国にて関連技術における共通の一般的知識を形成することを承認したと解釈されるべきではない。

また当然のことながら、本願明細書中で「動き（ｍｏｔｉｏｎ）」は、「流量（ｆｌｏｗ）」または「速度（ｖｅｌｏｃｉｔｙ）」（時間に対する動きの関数である）と相互に置き換え可能である。

循環器疾患は世界中で主要な命取りとなる病気である。また血栓形成などの心血管系の疾患および肺気腫などの肺疾患は、先進国における死亡率や罹患率の主な原因である。したがって、適切な内科的治療による管理を設けうるような、心臓イメージングが必要なかなり多くの患者集団が存在する。医療診断は心エコー（ＥＣＧ）にかなり基づいている。しかし多くの内科的疾患にとってＥＣＧの診断的価値は限られてきた。またＥＣＧの質は貧弱な場合があった。

より意味のある測定を得ることおよび心血管系の機械的で動的な側面を視覚的に調べることは、人体の基本的な取り扱い方をよりよく理解することに貢献するであろう。また、機能不全および疾患と格闘する上で有用な手助けとなるであろう。

心血管系における疾患または機能不全を認識して治療する能力は、心臓および血管を高分解能にてイメージングする我々の能力によって決定づけられる。特に臨床的に顕在化する前に心血管障害を検出することは重要である。これらの疾患は検出されるのが早いほど予後はよい。心血管系の測定に関連する最も深刻な問題の１つは、心臓の一定の動きが正確な評価を十分に行う程度に心臓と冠状動脈を視覚化することを困難にすることである。

三次元（３Ｄ）の血流（ｂｌｏｏｄ ｆｌｏｗ）場を生体内にて測定する能力は、アテローム性動脈硬化症などの循環器疾患の発達、診断、および治療に対する血流特性の影響を調べるためには重要な能力である。生体内の血流場の測定から有用な情報を得るために、光学的に不透明な組織を高分解能にて通過する非侵襲性の測定が必要である。

人体の形態と機能の生体内測定を支える技術の発展は、さまざまな総説において議論されている（たとえばＦｏｕｒａｓ Ａ， Ｋｉｔｃｈｅｎ ＭＪ， Ｄｕｂｓｋｙ Ｓ， Ｌｅｗｉｓ ＲＡ， Ｈｏｏｐｅｒ ＳＢおよびＨｏｕｒｉｇａｎ Ｋ（２００９年）Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ａｐｐｌｉｅｄ Ｐｈｙｓｉｃｓの第１０５巻を参照）。

心血管系の機能および構造を非侵襲的に評価するために、イメージングの様々な形態が開発されてきた。たとえば心臓血管の磁気共鳴イメージング（ＣＭＲ）は、ＥＣＧゲーティング（ｇａｔｉｎｇ）および高速イメージング技術または配列（ｓｅｑｕｅｎｃｅｓ）の使用によって最適化された磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）と同じ基本原理に基づく。そのような技術の多くをプロトコルへと結合させることによって、鍵となる心血管系の機能的および形態的な特徴を評価することができる。

コンピューター断層撮影法（ＣＴ）とＭＲＩを組み合わせることによって、心臓血管測定を改良する試みがなされてきた。要するに、拍動中の心臓の画像を保存するために、ＣＴの非常に速い収集時間が使用されている。ほぼリアルタイムで拍動する心臓を表す動画を作るために画像が並べられる。

ＣＴに比べると、ＭＲＩは造影剤を投与したり患者を放射線にさらしたりすることなく、心臓をどんな平面でも撮像できるという利点を有する。しかし、不透明な血管における流動場の測定に用いる他の現在使用可能な技術と同様に、ＭＲＩに基づく技術は貧弱な空間分解能および時間分解能に悩まされている。これにより生体内における流量（ｆｌｏｗ）の解析に対するこれらの技術の用途が制限されている。

粒子画像速度測定計測法（ＰＩＶ）などの技術を用いてよりよい結果が得られてきた。ＰＩＶでは、粒子画像ペア（ｉｍａｇｅ ｐａｉｒｓ）内の領域における統計的な相互相関を用いて、トレーサー粒子の変位（ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ）が決定される。体積流量解析にはいくつかの変法が存在する。その中には断層撮影ＰＩＶ、体積（ｖｏｌｕｍｅｔｒｉｃ）粒子追跡法およびホログラフィックＰＩＶが含まれる。

（ＰＩＶイメージング全般）
ＰＩＶは瞬間的な速度場を正確に測定する方法としてよく知られている。可視光線を用いたＰＩＶ技術は、光学的に透明なサンプルに限られている。しかし、ＰＩＶとともにＸ線を使用することによって、本方法の用途が不透明な組織にまで拡張される。これによってこのイメージング方法が生体内における血流場の測定に対して理想的なものとなる。

ＰＩＶでは、多重（ｍｕｌｔｉｐｌｅ）トレーサー粒子（典型的には可視波長レーザーによって照らされる）を含む液体の領域が２つの時点にてイメージングされる。２つの時点は、既知の時間間隔によって隔てられ、相関ソフトウェアを用いて処理される。具体的には、画像ペアは個々の解析される（ｉｎｔｅｒｒｏｇａｔｉｏｎ）領域へと割り当てられる。解析される個々の領域において、画像ペア間で相互相関が行われる。統計的には、相互相関の最大値は解析される領域内における最も起こりうる粒子変位（ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ）を表す。

近年ではＰＩＶはＸ線イメージングと組み合わせられてきた。
Ｘ線の透過力によって、非侵襲性で高分解能の血流場の測定用のアプリケーションを用いて、不透明な検体内の流量を測定することが可能となる。

（２Ｄ粒子画像速度測定法）
ＫｉｍとＬｅｅ（Ｋｉｍ ＧＢおよびＬｅｅ ＳＪ（２００６年）Ｅｘｐ．Ｆｌｕｉｄｓの第４１巻第１９５頁）は、トレーサーとして粒子と血球細胞の入ったチューブ内の流量をＸ線ＰＩＶを用いて測定した。この研究において示された方法は、測定体積内における２成分の速度（画像平面に対して垂直な次元全体で平均化される）に制限される。使用されたＰＩＶアルゴリズムは、光学／レーザーに基づく速度測定に関連する従来技術に属していた。これらのアルゴリズムは、パルス状の（瞬間的な）照明およびゼロ面外流量勾配（ｚｅｒｏ ｏｕｔ−ｏｆ−ｐｌａｎｅ ｆｌｏｗ ｇｒａｄｉｅｎｔｓ）を想定する。したがって、Ｘ線を用いた実際の流量のイメージングに関する３Ｄ特性を考慮することができていなかった。これによって、流速を著しく過小評価してしまっていた。

（３Ｄ粒子画像速度測定法）
最近Ｘ線ＰＩＶ解析が３Ｄ流量（ｆｌｏｗ）データを含むように拡張されてきた。Ｆｏｕｒａｓら（Ｆｏｕｒａｓ Ａ， Ｄｕｓｔｉｎｇ Ｊ， Ｌｅｗｉｓ ＲおよびＨｏｕｒｉｇａｎ Ｋら（２００９年） Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ａｐｐｌｉｅｄ Ｐｈｙｓｉｃｓの第１０２巻第０６４９１６頁）は、相関ピークが測定体積内部における速度の確率密度関数（ＰＤＦ）を表すことを教示する。流動場に関するある仮定と組み合わせると、速度に関するこの体積（ｖｏｌｕｍｅｔｒｉｃ）ＰＤＦを速度プロフィール（ｐｒｏｆｉｌｅ）へと変換することができる。これにより、３Ｄ流速データを単一のＸ線投影像から測定することが可能となる。

ＣＴは、３次元空間内の対象物を二次元投射から再構成するために使用される技術である。典型的には、投射方向における統合された対象物の密度は、Ｘ線減弱から計算される。Ｘ線減弱は、デジタル投影像における画素の強度値に比例するであろう。次に、異なる視野角にて取得された投影像から、フーリエ逆投影法または代数法を用いて対象物の構造が再構成される。いくつかの投射角（ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ ａｎｇｌｅｓ）からの対象物の再構成（ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）には、変形例も存在する。変形例では、サンプルの構造を再構成するために反復法を使用する。この反復法ではサンプルの予備的知識、たとえばサンプルが単一の素材から形成されていることを有効活用することが多い。

したがって、ＣＴＸＶは心血管系において見られるような複雑な３Ｄ流動場に対して３成分速度測定を供給することができる。速度の３成分を評価するためには、単一の投影像では不十分である。単一の投射角にて取得された画像は、Ｘ線ビームと平行な方向において変位情報を含まない。これにより、単一投影Ｘ線ＰＩＶは２成分速度測定に限定される。ＣＴに類似した方法によって、ＣＴＸＶは複数の投射角を用いることによってこの制限を克服する。位相コントラストイメージングおよび位相回復法を用いて、信号対雑音比（ＳＮ比）は増強されうる。

具体的には、従来技術の単一投影Ｘ線ＰＩＶのように、画像ペア内の解析される（ｉｎｔｅｒｒｏｇａｔｉｏｎ）領域に対して相互相関関数が計算される。速度場は軸方向のスライスにおいて再構成される。軸方向のスライスは、すべての投射角に対して解析される領域の列として規定される。３成分で２Ｄの長方形格子モデルは、各スライスに対して速度場を表す。推定された相互相関関数は、各スライス内のすべての角度およびすべての解析される領域に対して生成される。推定された相互相関関数は、モデル内部における解析される領域に対する速度ＰＤＦとともに、測定された自己相関関数の畳み込み（ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ）を用いて生成される。このモデルにおける速度係数が反復して最適化されることによって、すべての投射角にわたってスライス内部の解析される領域が同時に、測定された相互相関関数と推定された相互相関関数との間のエラーが最小化される。この反復法を用いて、各スライス内の３成分速度場を正確に表すモデルが得られる。

比較的少数の投射しか必要とならない。これは放射線量を最小化するために重要である。この方法はまた、ＣＴＸＶと上述したようなＣＴ再構成との統合を可能とする。これにより、形状と機能の両方を同時に測定することが可能となる。

特に、国際特許出願ＰＣＴ／ＡＵ２０１０／００１１９９（オーストラリア仮特許出願第２００９９０４４８１号の優先権を主張する）は、非常に高分解能の方法および生きた組織の動きをＣＴＸＶイメージングするための装置に関連する。ＣＴＸＶは、高分解能ＣＴなどの代替技術と比較してＸ線の放出が低減されるとともに、すべての医療用画像診断法に対して最適な分解能および透過性（ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ）を提供できるという利点を有する。しかし、Ｘ線に暴露された患者は誰でも心配であるため、Ｘ線への１回の暴露あたり出来る限り多くの有用なデータを抽出することが現在でも必要である。または、得られるデータの質を落とすことなくＸ線照射量を減らすことがより好ましい。

２０１１年には、電気インピーダンス断層撮影法（ＥＩＴ）に用いる最初の市販装置の発売とともに、別の医療用画像診断法が出版された。ＥＩＴは、表面電気測定による伝導度または誘電率に基づいて、関連する体の部位の画像を生成する。典型的には、導電電極が患者の皮膚に取り付けられて、微弱な交流電流が電極のいくつかまたはすべてに印加される。生じる電位が測定される。様々な印加（ａｐｐｌｉｅｄ）電流を用いてこのプロセスが繰り返される。しかし、ＥＩＴの提案された用途は、肺機能のモニタリング、皮膚と胸におけるがんや脳におけるてんかん病巣の位置の検出を超えることはなかった。

開発中の別の画像診断法は、過分極ヘリウムＭＲＩ（ＨＨＭＲＩ）である。患者が過分極ガスを吸い込み、ＭＲＩが使用されることによって肺の中をガスがどのように流れるかが示される。またＭＲＩは各領域が正常または異常に酸素を供給していることを検出する。ＨＨＭＲＩはヘリウムガスの原子における核磁気モーメントの整列に基づいた特別な技術を使用する。これによりＭＲＩ信号が最大６桁増強される。水分含有量が低い肺または他の領域のイメージングにおいては、従来のＭＲＩでは不十分であることが証明されてきた。過分極の効果は長続きしない。効果は、ガスの保存方法および輸送方法に応じて約８０時間かけて低下する。ＭＲＩイメージングが肺などの水分含有量が比較的低い領域においては不適切であると判明することが、かつてはよくあった。しかし、ＭＲＩイメージングの用途は、ヘリウムガスによって浸透されうる体の領域に実質的に限定されていた。

構造、体積、および動きに関連して、心臓と肺の近傍における他の組織の形状と機能の両方を測定する性能を向上させること、および流動場のより確からしい３Ｄ再構成を提供することに対する需要も存在する。

本願発明の目的は、より本物に近く、より正確な多次元（つまり２Ｄ、３Ｄおよび４Ｄ）の再構成である心臓の改良された画像を提供することである。

本願発明の目的は、肺と組み合わせてより本物に近い多次元の再構成である心臓の改良された画像を提供することである。

本願発明のさらなる目的は、心臓または心臓と肺との組み合わせに関する２Ｄ、３Ｄおよび４Ｄの再構成を得るための改良された方法を提供することである。

本願発明の別の目的は、画像から得られたデータ量を増やすことである。

本願明細書で記載される実施の形態の目的は、関連技術のシステムにおける少なくとも１つの欠点を克服または緩和することである。または、関連技術のシステムに対して有用な代替技術を少なくとも提供することである。

本願明細書で記載される第１の実施の形態では、被験者（ｓｕｂｊｅｃｔ）の心臓をイメージングする方法が提供される。この方法は、以下のステップを含む：
検査対象の肺の少なくとも１つの生体内（ｉｎ ｖｉｖｏ）画像を、１つ以上の領域にて記録するステップ１と、
少なくとも１つの生体内画像を、多次元の心臓モデルに適用するステップ２と、
検査対象の心臓について多次元の画像フィールドを再構成するステップ３。

本願明細書で「多次元の」とは、二次元（２Ｄ）、三次元（３Ｄ）、または四次元（４Ｄ）を含むことを意図する。当然のことながら、本願明細書に開示された方法は、複数の時点で３Ｄデータを得ることによって、４Ｄデータに拡張することができる。

本願明細書で記載される第２の実施の形態では、検査対象の心臓をイメージングする方法が提供される。この方法は、以下のステップを含む：
検査対象の肺の１つ以上の領域において、１組の生体内画像データを記録するステップ１と、
１組の生体内画像データから多次元の心臓モデルを形成するステップ２と、
多次元の画像データセットを再構築することによって、検査対象の心臓のコンピューター画像を生成するステップ３と、
生体内画像データから速度データを得て当該速度データを心臓モデルに適用するステップ４。

ステップ４の速度データは、空間座標に関してイメージングされた領域の速度データをコード化する画像ペア相互相関分析を実行するステップ（ｉ）と、画像ペア相互相関分析から得られた画像ペア相互相関から多次元の速度場を直接再構成するステップ（ｉｉ）と、から典型的には得られる。再構成は、初めに多次元の画像を再構成することなく実行される。この方法におけるデータの導出は、同時係属出願であるＰＣＴ／ＡＵ２０１０／００１１９９において以前に記載されている。

ステップ１で言及された生体内画像は、少なくとも１つの投射角、好ましくは複数の投射角から典型的には記録される。それぞれの投射角から１つ以上の画像が記録されてもよい。これは、ステップ１でイメージングされた領域に対する速度データをコード化する画像ペア相互相関分析の実行に続いてもよい。

多次元画像の再構成は、非線形反転（ｉｎｖｅｒｓｅ）法の使用などによる任意の便利な手段によって実行されてもよい。典型的にはステップ３は肺の少なくとも一部について多次元の画像フィールドを再構成するステップを追加的に含む。

特定の好ましい実施の形態では、本願発明の方法は、心臓に加えて少なくとも検査対象の肺に関する多次元の画像フィールドを得るために使用される。

２つの器官の間にいかなる空間または隙間なしに、肺は心臓の大部分を包み込む。２つの器官が隣接する表面において、接触面に垂直な任意の動きは、両方の器官に対等に動くことを求める。さらに、心臓のある特性は、心臓に隣接していない肺の領域に対して、対応した測定可能な効果を及ぼしうる。たとえば、心拍は肺の先端に存在する領域に影響を及ぼしうる。したがって、肺の詳細なイメージングによって、間接的に機能的な心臓の測定をすることが可能である。このイメージングは、肺組織に隣接していない心臓のこれらの領域において、動きを推測するための適切な心臓モデルの適用に依存する。

（心臓モデル）
心臓のモデルは、物理学に基づいたコンピュータで実行可能なモデルである。このモデルは、関連する肺の画像から得られたデータを組み込む。モデルに基づく画像解析は、画像から対象物の形状を導く。つまり形状が厳密にモデル化され、次に画像モデルを用いて推測される（一方、パターン認識または物体認識などの従来技術のアプローチでは、典型的には画像を「処理すること」によって抽出された特徴からパターンまたは対象物を構築することを含む）。モデルに基づく画像解析では、データの尤度と形状の変位（ｖａｒｉａｔｉｏｎ）を記述する従来のモデル（つまり形状の観察結果を記述する確率モデル）とを組み合わせることによって、形状が推測される。イメージングシステムの物理学は、データの尤度を用いて組み込まれる。

特に、心臓のモデルは以下を説明するパラメータのリストに部分的に基づく：
ａ）心臓の特性および挙動における制限
ｂ）心臓と肺の相互作用における制限

心臓の特性および挙動における制限（つまり上述のポイント１）は、心臓に関連する自明かつよく知られた制約を伴う可能性がある。心臓と肺の相互作用における主要な制限（つまり上述のポイント２）は、胸部の広い領域にわたって、心臓と肺が直接隣接することである。したがって、心臓の動きは肺の動きを直接引き起こす。心臓に隣接していない肺の一部でさえ、心臓の動きに影響を受ける。そして間接的に情報をもたらしうる。肺の観察された動きは、心臓の動きに関する情報をもたらしうる。

このようにして、心臓と肺のアトラス（ａｔｌａｓ）を開発することが可能となる。このアトラスは、心臓と肺のパラメーター化モデルへと単純化することができる。パラメータは、心臓や肺の形状や大きさ、それらの境界面などの物理的特性を特徴づけるための手助けとなる。パラメータモデルは、一般的なモデル（多項式またはスプラインに基づく）であってもよいし、幾何学的なモデル（所定の形状の組み合わせに基づくか、または標準的な幾何学的図形に基づく）であってもよい。モデルのパラメータは、大きさ、位置および心臓の向きを規定するために使用することができる。これらはイメージングデータに適合している。

以下のパラメータを規定および適用することによって、単純なモデルの例を作り出すことができる。
（ｉ）互いの接触面に垂直な方向において、心臓の動きは肺の動きに等しい。
（ｉｉ）正面像および心室および心房底部の周辺における背面図では、心臓は肺とくっついている。
（ｉｉｉ）心臓の構造を現在位置（つまり心室または心房など）において近似するために、既知の心臓の幾何学（ｇｅｏｍｅｔｒｉｅｓ）を使用することができる。
（ｉｖ）心臓の動きは、心臓に隣接する位置および肺全体の位置の両方にて検出しうる肺組織の動きをもたらすであろう。
（ｖ）心拍の時間的な周波数（ｔｅｍｐｏｒａｌ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）における心臓に隣接する領域での肺容量の任意の拡張は、同じ時間的な周波数における隣接する領域での心臓の収縮に等しいとされている。

他の追加的で入手可能な情報が入力されることによって、モデルに対してパラメータが提供されてもよい（たとえばイメージング中のＥＣＧトレース（ｔｒａｃｅ）、イメージング中の１回拍出量測定など）。したがって、モデルを生成するステップは、イメージングシステム特性を公式化するステップ、全体の（ｇｒｏｓｓ）形状を公式化するステップや、微細構造を公式化するステップや、イメージングシステムの特性、全体の形状および微細構造を組み込むことによってイメージングモデルを形成するステップを含んでもよい。

上述したパラメータに加えて、本モデルは周波数フィルタリングなどの手順を用いてさらに改良されてもよい。これにより心機能によらない任意の肺の動きが決定され、ノイズが最小化され、心臓の活動から生じる肺の動きが強調されるであろう。これにより、呼吸を止めたときに加えて呼吸中の心機能のイメージングが可能となるであろう。

このタイプのモデリングを用いて、経時的に、および／または１つ以上のサイクル全体を平均化して心臓から情報を保存することができる。イメージング中における心臓の活動の近似は、任意の便利な手段によって、たとえば非線形反転法を用いて作りだすことができる。

本願明細書に記載された第３の実施の形態では、検査対象の心臓をイメージングするための方法が提供される。この方法は、以下のステップを含む：
検査対象の肺の１つ以上の領域において、少なくとも１組の生体内画像データを記録するステップ１と、
少なくとも１組の生体内画像データから多次元の心臓モデルを形成するステップ２と、
多次元の画像データセットを再構築することによって、検査対象の心臓のコンピューター画像を生成するステップ３と、を含む。
心臓モデルは、
ａ）イメージングシステムの特性を形成するステップと、
ｂ）形状を形成するステップと、
ｃ）物理的モデルの表現（ｒｅｐｒｅｓｅｎｔａｔｉｏｎ）を生成するステップと、を含む物理学に基づいたモデルである。

画像データセットは、少なくとも１つの画像、好ましくは複数の画像から得られたデータを含む。

本願明細書に記載された第４の実施の形態では、検査対象の心臓をイメージングするための方法が提供される。この方法は、以下のステップを含む：
検査対象の肺の第１の領域において、心臓または肺の動きまたは力学（ｄｙｎａｍｉｃｓ）が推測可能な第１の生体内画像に用いるデータを取得するステップ１と、
続いて検査対象の肺の第１の領域において第２の生体内画像に用いるデータを取得するステップ２と、
第１の生体内画像から第１の多次元の心臓モデルを形成するステップ３と、
第２の生体内画像から第２の多次元の心臓モデルを形成するステップ４と、
第１の多次元の心臓モデルと第２の多次元の心臓モデルの間の変化を、データを取得した区間の時間の関数として評価し、それらの評価から心臓の以下の特性を推測するステップ５と、を含む。
（ｉ）収縮頻度、
（ｉｉ）血流量、
（ｉｉｉ）収縮力、
（ｉｖ）組織弾性、または
（ｖ）組織の肥厚（ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ）

本願明細書で記載される第５の実施の形態では、検査対象の心臓をイメージングするための方法が提供される。この方法は、以下のステップを含む：
検査対象の肺の第１の領域において、心臓または肺の動きまたは力学に関するデータを含む１つ以上の生体内画像に用いるデータを保存するステップ１と、
生体内画像から得られたデータから多次元の心臓モデルを形成するステップ２と、
多次元の心臓モデルに基づいて、以下から選択される心臓機能のパラメータの１つ以上を推測するステップ３と、
（ｉ）収縮頻度、
（ｉｉ）血流量、
（ｉｉｉ）収縮力、
（ｉｖ）組織弾性、または
（ｖ）組織の肥厚
を含む。
データを得た生体内画像は、Ｘ線、可視光線、赤外線放射、紫外線放射、超音波、電気インピーダンス、および磁気共鳴を含む群から選択されうるエネルギー源を有するイメージング方法によって保存される。しかしこれらのエネルギー源には限定されない。

当然ながら、本願発明の方法は、（後述するようにゲーティングありまたはなしで）画像を取得して、次に座標（速度測定）に関して速度データをコード化する画像ペア相互相関分析を行い、次に速度測定の結果をモデルに適合させることによって実行することができる。

または、取得された画像を座標（速度測定）に関して速度データをコード化する画像ペア相互相関分析にかけ、次にこの解析による画像ペア相互相関から直接的に速度場を再構成して、これらをモデルに適合させる。

従来技術のイメージング方法とは対照的に、本願発明の方法は１つの器官（肺）の直接測定またはイメージングを使用することによって、別の器官（心臓）を間接的に測定またはイメージングする。モデルを使用することによって、直接心臓イメージングを単独で行う場合と比べて、より多くの情報を記録する（ｒｅｃｏｒｄａｌ）ことができる。たとえば、心室の一部に関するモデルの情報を用いることによって、心室全体の情報まで推定できる。２Ｄの情報は３Ｄの情報または４Ｄの情報に変換できる。背景のノイズを低減させることによって、イメージング結果の整合性を高めることができる。

２つの器官をまとめて、直接的および間接的に組み合わされたイメージングをすることによって、以前に可能であった方法と比べて、より広範囲の測定が可能となる。本願発明の方法は、肺の内部における心臓性の気体の混合など、心臓と肺の間における多くの力学的相互作用の測定に対して特によく適合する。

たとえば、上述した方法を用いることによって、肺の位相コントラストＸ線画像から心機能を測定することができる。抽出された典型的な測定には、以下のものが含まれるであろう。
ａ）心拍数
ｂ）心拍の位相
ｃ）心拍の強度の定性的測定
ｄ）心臓性の混合の程度
ｅ）１回拍出量
ｆ）心臓の状態（たとえば房室ブロック）
ｇ）肺の心臓に対する影響（たとえばを心拍数の低下を引き起こし１回拍出量に影響を与える息止め）
ｈ）心臓の肺に対する影響（たとえば潜在的に関係のある血管からの背圧（ｂａｃｋ ｐｒｅｓｓｕｒｅ））

心臓に関する情報を提供するあらゆる情報源は、本願発明の方法とともに使用することができる。情報源としては、以下のタイプのエネルギーを放射するものが含まれる。
・可視レーザーを含む可視光線
・赤外レーザーを含む赤外線放射
・紫外線レーザーを含む紫外線放射
・超音波
・電気インピーダンス
・磁気共鳴
・ＥＣＧ（より正確にはイメージングというよりもセンシングとして記載される）

好ましい実施の形態では、患者の心臓および／または肺のイメージングにＣＴＸＶが使用される。特に好ましい実施の形態では、本願発明はＰＣＴ／ＡＵ２０１０／００１１９９に開示および教示されたイメージング方法を包含する。この方法は、２次元座標または好ましくは３次元空間座標（ｘ，ｙ，ｚ）＋時間（ｔ）にわたって、動きの３成分（ｕ，ｖ，ｗ）を利用する。またこの方法は実際には従来技術の３Ｄイメージングよりもより多くの成分を測定する。任意の便利な座標系が使用しること、およびある座標系から別の座標系へとデータを変換できることが当業者には容易に明らかとなるであろう。たとえば、デカルト座標、円筒座標、極座標、または関連する生体構造（ａｎａｔｏｍｙ）を向いた局所座標を使用しうる。

本願発明の方法に基づく装置またはシステムは、たとえば医療用スキャナとして非常に有用となりうる。そのようなスキャンシステムは、早期発見をもたらすため、および病気または疾患の監視の手助けをするために使用されうる。そのようなシステムはまた、生理学的知識を増やし、さらなるより優れた科学および研究の基盤を提供するであろう。

本願発明の実施の形態の別の態様では、本願発明の方法に使用される装置が提供される。この装置は、
（ｉ）１つ以上のエネルギー源と、
（ｉｉ）サンプルを通過する１つ以上のエネルギー源からのエネルギーにより生成された画像を記録するための１つ以上の検出器と、
（ｉｉｉ）１つ以上のエネルギー源と１つ以上の検出器との間をつなぐ検査対象を配置させる領域と、を含む。
使用時には、検査対象または１つ以上のエネルギー源は、１つ以上のエネルギー投射角にて移動され、それぞれの投射角において少なくとも１つの画像が記録される。

少なくとも１つのエネルギー源と検出器に加えて、本願発明の方法とともに使用される装置は、多くの他の構成要素を含んでもよい。たとえば、（ｉ）検査対象および／または検出器を調節し整列させるシステム、（ｉｉ）画像を保存し、処理し、解析するシステム、（ｉｉｉ）便利なユーザインタフェースである。

本願発明の実施の形態の別の態様では、本願発明の方法に使用される装置が提供される。この装置は、
（ｉ）１つ以上のエネルギー源と、（ｉｉ）サンプルを通過する１つ以上のエネルギー源からのエネルギーにより生成された画像を記録するための１つ以上の検出器と、（ｉｉｉ）１つ以上のエネルギー源と１つ以上の検出器との間をつなぐ検査対象を配置させる領域と、を有する医療用イメージングシステム（ａ）と、
（ｉ）画像を２Ｄまたは３Ｄの心臓モデルに適用し、（ｉｉ）検査対象の心臓の２Ｄまたは３Ｄの画像フィールドを再構成するための処理手段（ｂ）と、
検査対象の心臓または検査対象の心臓から得られた画像の２Ｄまたは３Ｄの画像フィールドを表示するための表示手段（ｃ）と、を含む。
検査対象または１つ以上のエネルギー源は、１つ以上のエネルギー投射角にて移動され、それぞれの投射角において少なくとも１つの画像が記録される。

（ゲーティング（Ｇａｔｉｎｇ））
心臓のイメージング用の本願発明は、より明瞭な画像を提供するために既知のイメージング方法と組み合わされうる。肺のより明瞭でより正確な画像を得ることに付随して、心臓の間接測定の質も向上する。肺のより明瞭な画像を提供するための好ましい方法は、「ゲーティング」である。ゲーティングには、呼吸器ゲーティング、心臓ゲーティング、または二重ゲーティングに関する方法が含まれる。本願明細書において説明される本願発明とともに使用されるためには、二重ゲーティングが特に好ましい。

（呼吸器ゲーティング）
呼吸器ゲーティングにおいては、呼吸サイクルに関する情報を記録するのと同時に、複数の呼吸サイクルの間ずっと、肺の各部に対してＣＴスキャンなどの１つ以上の生体内画像が記録される。この情報（典型的には図式的なトレースの形状）は、画像が記録された場合に、呼吸サイクル内における相を特定するために解析されうる。このようにして、各生体内画像を呼吸サイクル内のその相の正確なモーメント（ｍｏｍｅｎｔ）に割り当てることができる。本願発明の方法は、典型的には事後的な（ｐｏｓｔ）ゲーティング技術を使用する。加えて生の（ｌｉｖｅ）ゲーティング方法が使用されてもよい。この場合、画像はゲーティングの要求を満たした状況下でのみ取得される。

（心臓ゲーティング）
心臓ゲーティングでは、信号（ＥＣＧトレースなど）が記録される間に画像が記録される。画像を心臓サイクルの各相中における対応するモーメントに関連づけるために、次にＥＣＧが使用される。このようにして、各画像が心臓サイクルにおけるある相の正確なモーメントに割り当てられる。この方法は、事後的なゲーティング技術に関係する。加えて、生のゲーティング方法が使用されてもよい。この方法では、画像はゲーティング要求を満たした状況下でのみ得られる。

（二重ゲーティング）
二重ゲーティングでは、正常な呼吸の間に、呼吸器の信号と心臓の信号の両方に対応するデータを得ることができる。また呼吸器サイクルまたは心臓サイクルの任意の相における画像の再構成が可能となる。たとえば、呼吸における４Ｄ−ＣＴ画像再構成は、拡張期の間に行うことができる。または、（間接的な心臓測定に対する）心臓および／または肺の４Ｄ−ＣＴ画像は、心臓サイクルの間ずっと、吸気（ｉｎｓｐｉｒａｔｉｏｎ）のピーク時に再構成することができる。

ゲーティングは既存の基準の影響を受けうることは当業者には容易に明らかとなるであろう。本願発明では、既存の基準はたとえばある相またはサイクル内の２相（ｂｉｎ）の間、または心臓の拡張期の間、または心臓が最大容量の８０％を超えた時点に画像を収集することを含みうる。

本願発明の方法による検査対象の心臓のイメージングに関して、ゲーティングに対する追加的なステップには以下のステップが含まれる：
第１の生理学的計測と第２の生理学的計測とから得られたデータを記録するステップ（ｉ）と、
選択された事象の発生が第２の生理学的計測によって示される選択された事象と一致することを、第１の生理学的計測が示す時点において、本願発明のステップ１に従って記録された画像を収集するステップ（ｉｉ）と、
時点における異なる投射角からの画像のみを用いて、本願発明のステップ２に従って適用してステップ３に従って再構成するステップ（ｉｉｉ）。

本願発明の方法に対して単一ゲーティングまたは二重ゲーティングが利用されてもよいこと、したがって肺の測定または心臓の測定が個別にまたは一緒に使用されてもよいことが、当業者には理解されるであろう。たとえば、第１の生理学的計測が心臓に基づき、第２の生理学的計測が心臓または肺に基づいてもよい。または、第１の生理学的計測が肺に基づき、第２の生理学的計測が心臓または肺に基づいてもよい。

好ましい実施の形態では、本願発明のステップ２に従った画像の収集は、肺に基づく生理学的計測によって示唆されるように、心臓に基づく生理学的計測が心臓サイクルの選択された事象（ｅｖｅｎｔ）の発生が肺の選択された事象に一致することを示す時点にて実行される。

さらなるステップでは、呼吸サイクルにおける時点と同じ時点にて、心臓サイクルの各時点に対する再構成を行うことによって４Ｄデータセットを得ることができる。

典型的には、心臓に基づく生理学的計測は、ＥＣＧでありうる。肺に基づく生理学的計測は、圧力、体積、気流、および胸部の変位測定、またはここで述べない他の測定を含む群から選択されてもよい。

画像を収集する目的では、心臓サイクルを多くの「二成分（ｂｉｎｓ）」または概念的なデータ範囲に分けることが有利であってもよい。画像は、記録時に収集することができるし、または以前に記録された画像から選択することによって収集することもできる。

画像の収集は、たとえば心臓に基づく生理学的計測がＱ波の通過を示す時点にて起こってもよい。これは肺に基づく生理学的計測に示されるように、呼吸の終わりと一致する。

他の態様および好適な形態が明細書に開示および／または本願発明の記載の一部をなす添付の請求項に規定されている。

要するに、本願発明の実施の形態は、２つの器官の間にいかなる空間または隙間なしに、肺が心臓の大部分を包み込むという認識、また両者の表面が接触する領域において、接触面に垂直な任意の動きは両方の器官に等しく動くことを要求するという認識から生まれる。したがって、詳細な肺のイメージングによって、心臓の機能的測定を行うことが可能である。

本願発明により提供される利点には以下のものが含まれる：
・特に先天性心疾患などの心臓と肺の両方に影響を及ぼす疾患に対して、心臓と肺を組み合わせてイメージングする能力
・心臓血管測定に通常使用される造影剤が必要とならない。
・各臓器（心臓／肺）の互いに対する個々の影響を非侵襲的に測定することが可能となる。
・心臓血管系および肺系統の内外における気流および血流を同時に測定することが可能となる。
・従来型のイメージング方法においてより多くのデータおよび情報の抽出が促進される。
・心臓不整脈および（たとえば電気的な障害による）非対称性をより容易に検出することができる。

ゲーティングなどの技術が本願発明の方法の使用に組み込まれた場合、以下の利点を含むさらなる利点が提供される：
・心臓のより明瞭な画像
・肺のＰＣＸＩなどの間接法を用いた心臓のイメージングとともに使用可能である。
・心臓境界部における画像のぼやけを最小化するため、３Ｄまたは４Ｄスキャンに対して特に有用である。
・さまざまな種類のデータ、たとえばＥＣＧ、圧力トレース、気道における流量、容量曲線などから得られたデータをゲーティングする（ｇａｔｉｎｇ ｏｆｆ）ために使用可能である。
・大きく連続的なデータセットが記録された場合には、事後的な（ｐｏｓｔ）ゲーティングを適用することができる。
・一直線上（ｉｎ ａｌｉｇｎｍｅｎｔ）になった２つの型のデータに基づく画像を用いてリアルタイムに実行可能である。
・ＣＴＸＶ、ＣＴ、ＭＲＩ、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴなどの速度測定法に適用可能である。
・非ゲーティング情報収集と比較して、より少ない照射線量にて収集された情報の質を向上させることができる。

本願発明の実施の形態のさらなる適用範囲は、以下に記載された詳細な記載から明らかとなるであろう。しかし、詳細な説明および特定の実施例は、本願発明の好ましい実施の形態を示すが、単に説明のためだけに示されるのであって、当業者にとってはこの詳細な記載から本願開示の精神および範囲の範囲内で様々な改変および修正を加えることができることが明らかであると理解されるべきである。

本願発明のさらなる開示、目的、利点および好適な実施の形態や他の実施の形態が、添付の図と合わせて以下の実施の形態の説明を参照することによって、関連技術における当業者にはより理解されうる。添付の図は、説明のためだけに示されるのであって、本願開示を制限するものではない。添付の図には以下のものが含まれる。

圧力振動（ｃｍ（Ｈ_２Ｏ））と心電図（ＥＣＧ）トレース（ｍＶ）とを、呼気の息止め中の時間において同期させて比較したプロットである。 患者の心臓における水平の動き（Ｘ線速度測定を用いて測定）と心電図（ＥＣＧ）トレースとを、時間において同期させて比較したプロットである。 Ｘ線速度測定ベクトルの発散（ｄｉｖｅｒｇｅｎｃｅ）とＥＣＧトレースとを、時間において同期させて比較したプロットである。 健康な検査対象（被験者）における肺の動きによって測定された心臓の活動の空間的測定を示す図である。 健康でない検査対象（被験者）における肺の動きによって測定された心臓の活動の空間的測定を示す図である。 画像収集の時点および気圧および血流トレースにおける特定の位置に対するそれらの関係を示す。 心臓サイクルでは異なる時点であるが呼吸サイクルでは同じである時点において、生成された画像を示す。

図１は、圧力振動（ｃｍ（Ｈ_２Ｏ））（１）と心電図（ＥＣＧ）トレース（ｍＶ）（３）とを、呼気の息止め中の時間において同期させて比較したプロットである。図１は、典型的な従来技術における心拍数、心機能、および心臓の肺に対する影響の測定方法を示す。

ＥＣＧは一般的に使用される従来技術における心拍数や心機能の測定方法である。ＥＣＧは心臓の電気的活動の測定法である。しかし心臓サイクルの完全な解析法ではない。

気道開口部における圧力およびガス含有量の測定は、広範囲の測定法（ｇｌｏｂａｌ ｍｅａｓｕｒｅ）であって、空間情報は得られない。具体的には、この種の広範囲の測定法は肺活動の指標となる。しかし、強力な測定法ではない。広範囲の測定法は肺のすべての領域における活動の単なる合計であって、相殺的干渉を考慮していない。

Ｌｉｃｈｔｗａｒｃｋ−Ａｓｃｈｏｆｆによる研究（２００３年）では、気道における圧力トレースに対する心臓性の振動が使用されることによって、呼吸器系のコンプライアンス（ｃｏｍｐｌｉａｎｃｅ）と気道開口部における圧力変動の大きさとの関係が示された。要するに、被験者が息を止めたときでさえ、肺動脈圧は心臓の鼓動によって変化する。

図２は、Ｘ線速度測定を用いて測定した患者の心臓における水平の動き（７）と心電図（ＥＣＧ）トレース（５）とを、時間において同期させて比較したプロットである。図２は、心拍数および機能の指標として肺の動きを示す。

図３は、Ｘ線速度測定ベクトルの発散（ｄｉｖｅｒｇｅｎｃｅ）（１１）とＥＣＧトレース（９）とを、時間において同期させて比較したプロットである。図３は、肺の測定は心機能と等価でありうること、および肺の測定は非常に正確な測定を提供できることを示す。

図４は、健康な被験者において情報が取得可能な周辺部における肺の動きによって測定された心臓の活動の空間的測定を示す図である。濃淡の違いは、動きの速度が異なることを示す。この方法を用いれば、心室と心房を別々に調べることができる。これにより情報が心臓サイクルの事象のタイミングと心臓の活動（ｅｆｆｏｒｔ）のタイミングとに提供される。

図５は、心房の粗動を示す検査対象における肺の動きによって測定された心臓の活動の空間的測定を示す図である。濃淡は図４とは大きく異なる。これは心室周囲に動きがないことを示す。また粗動は主に心臓の一方の側面（１５）に位置する。したがって本願発明の方法は、このタイプの心臓の異常、粗動の位置および動きの大きさを検出するために使用することができる。

心臓のイメージングに使用される本願発明を既知のイメージング方法と組み合わせることによって、ゲーティング、または好ましくは二重（ｄｏｕｂｌｅ）ゲーティングなどのより明瞭な画像を提供することができる。ゲーティングは、単一ゲーティングと二重（ｄｕａｌ）ゲーティングのいずれが適用されるかに応じて、心臓に基づく生理学的計測および／または肺に基づく生理学的計測から得られたデータを記録するステップを含むであろう。本願発明のステップ１に従った画像の収集は、心臓に基づく生理学的計測または肺に基づく生理学的計測が、心臓に基づく生理学的計測または肺に基づく生理学的計測に示されるように、心臓サイクルまたは肺のサイクルにおける選択された事象の発生が心臓または肺における選択された事象と一致することを示す時点において行われるであろう。

図６は、整列された肺気圧（２１）トレースと心臓のＥＣＧ（１９）トレースにおける特定の位置として、画像収集をするための時点（２３ａ，２３ｂ，２３ｃ）を示す。この時点（２３ａ，２３ｂ，２３ｃ）は、肺吸引の終わりおよび心臓のＱ波の後に対応する。

図７は、心臓サイクルでは異なる時点であるが呼吸サイクルでは同じである時点において、生成された肺の画像（２７，２９）を示す（また骨は（２５）で示されている）。具体的には、図７は上述の時点における異なる投射角からの画像を用いた本願発明のステップ２および３に従った再構成の概要を示す。心臓サイクルにおける２つの異なる時点とともに、呼吸（呼気の終わりの時点）における同じ時点に対して再構成の２つの概要（２７，２９）が示されている。したがって、肺組織における変化に注目することによって、心臓の動きを決定できる。肺は、この特定の例においてイメージングされた器官である。図７は、肺に対しては同じ条件であるが心臓サイクルにおいては異なる時点において行われた２つの再構成を説明する。

本願発明を特定の実施の形態に関連して説明してきた。しかし、本願発明をさらに修正可能であることが理解されるであろう。本出願は、使用されるあらゆる変形例または本願発明の改変を包含することが意図されている。あらゆる変形例または本願発明の改変は、一般には本願発明の原理に従い、本願発明に関連する技術における既知の方法または慣行から生じるような、および上述した本質的な特徴に適用されうるような本願開示からの発展をも含む。

本願発明の本質的な特徴の精神から離れない範囲において、本願発明はいくつもの形で具現化されてもよい。そのため、上述した実施の形態は他に特定しない限り本願発明を制限するものではなく、むしろ添付の特許請求の範囲に規定されたように本願発明の精神および範囲において広く解釈されるべきであることが理解されるべきである。記載された実施の形態は、説明のためだけにあらゆる点から考慮されるべきであって、制限的に解釈されるべきではない。

様々な修正および等価なアレンジが本願発明および添付の特許請求の範囲の精神および範囲に含まれることが意図されている。したがって、特定の実施の形態は、本願発明が実行されうる多くの方法を説明するためのものであることが理解されるべきである。以下の特許請求の範囲では、ミーンズ・プラス・ファンクションの節は、規定された機能および構造の等価物だけではなく等価な構造を実行するものとして、構造を包含することが意図されている。

「〜を包含する（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ／ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」および「〜を含む（ｉｎｃｌｕｄｅｓ／ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」との語句が本願明細書で使用された場合には、規定された特徴、整数、ステップ、または成分の存在を特定すると解釈される。しかしこれらは１つ以上の他の特徴、整数、ステップ、成分またはこれらの群の存在や追加を除外するわけではない。したがって、文脈が明確に要求しない限り、明細書の説明および特許請求の範囲の全体を通じて、「〜を包含する（ｃｏｍｐｒｉｓｅ）」、「〜を包含する（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、「〜を含む（ｉｎｃｌｕｄｅｓ）」、「〜を含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」などは、排他的または網羅的な（ｅｘｈａｕｓｔｉｖｅ）意味ではなく、包含的な意味、つまり「〜を含むが、これらには限られない」として解釈されるべきである。

Claims (17)

1. 検査対象の心臓をイメージングする方法であって、
   検査対象の肺の少なくとも１つの生体内画像を、１つ以上の領域にて記録するステップ１と、
   前記少なくとも１つの生体内画像を、多次元の心臓モデルに適用するステップ２と、
   検査対象の心臓について多次元の画像フィールドを再構成するステップ３と、を含むことを特徴とする方法。
2. 心臓モデルは、２Ｄ、３Ｄまたは４Ｄの心臓モデルから選択されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. 画像フィールドは、２Ｄ、３Ｄまたは４Ｄの画像フィールド再構成から選択されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
4. 第１の生理学的計測と第２の生理学的計測とから得られたデータを記録するステップ（ｉ）と、
   選択された事象の発生が第２の生理学的計測によって示される選択された事象と一致することを、第１の生理学的計測が示す時点において、ステップ１に従って記録された画像を収集するステップ（ｉｉ）と、
   前記時点における異なる投射角からの画像のみを用いて、ステップ２に従って適用してステップ３に従って再構成するステップ（ｉｉｉ）と、を含むゲーティングをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
5. 検査対象の心臓をイメージングする方法であって、
   検査対象の肺の１つ以上の領域において、１組の生体内画像データを記録するステップ１と、
   前記１組の生体内画像データから多次元の心臓モデルを形成するステップ２と、
   多次元の画像データセットを再構築することによって、検査対象の心臓のコンピューター画像を生成するステップ３と、
   前記生体内画像データから速度データを得て当該速度データを前記心臓モデルに適用するステップ４と、を含むことを特徴とする方法。
6. 心臓モデルは、２Ｄ、３Ｄまたは４Ｄの心臓モデルから選択されることを特徴とする請求項５に記載の方法。
7. 画像データセットは、２Ｄ、３Ｄまたは４Ｄの画像データセットから選択されることを特徴とする請求項５に記載の方法。
8. ステップ４の速度データは、
   空間座標に関してイメージング用の速度データをコード化する画像ペア相互相関分析を実行するステップ（ｉ）と、
   前記画像ペア相互相関分析から得られた画像ペア相互相関から多次元の速度場を直接再構成するステップ（ｉｉ）と、から得られ、
   再構成は、初めに多次元の２Ｄ画像または３Ｄ画像を再構成することなく実行されることを特徴とする請求項５に記載の方法。
9. 第１の生理学的計測と第２の生理学的計測とから得られたデータを記録するステップ（ｉ）と、
   選択された事象の発生が第２の生理学的計測によって示される選択された事象と一致することを、第１の生理学的計測が示す時点において、ステップ１に従って記録された画像を収集するステップ（ｉｉ）と、
   前記時点における異なる投射角からの画像を用いて、ステップ２に従って適用してステップ３に従って再構成するステップ（ｉｉｉ）と、を含むゲーティングをさらに含むことを特徴とする請求項５または請求項８に記載の方法。
10. 検査対象の心臓をイメージングする方法であって、
    検査対象の肺の１つ以上の領域において、少なくとも１組の生体内画像データを記録するステップ１と、
    前記少なくとも１組の生体内画像データから多次元の心臓モデルを形成するステップ２と、
    多次元の画像データセットを再構築することによって、検査対象の心臓のコンピューター画像を生成するステップ３と、を含み、
    前記心臓モデルは、
    ａ）イメージングシステムの特性を形成するステップと、
    ｂ）形状を形成するステップと、
    ｃ）物理的モデルの表現を生成するステップと、を含む物理学に基づいたモデルから形成されることを特徴とする方法。
11. 単一のゲーティングをさらに含むことを特徴とする請求項１０に記載の方法。
12. 二重のゲーティングをさらに含むことを特徴とする請求項１０に記載の方法。
13. 検査対象の心臓をイメージングする方法であって、
    検査対象の肺の第１の領域において、心臓または肺の動きまたは力学が推測可能な第１の生体内画像に用いるデータを取得するステップ１と、
    続いて検査対象の肺の前記第１の領域において第２の生体内画像に用いるデータを取得するステップ２と、
    前記第１の生体内画像から第１の多次元の心臓モデルを形成するステップ３と、
    前記第２の生体内画像から第２の多次元の心臓モデルを形成するステップ４と、
    前記第１の多次元の心臓モデルと前記第２の多次元の心臓モデルの間の変化を、データを取得した区間の時間の関数として評価し、それらの評価から心臓の以下の特性を推測するステップ５と、
    （ｉ）収縮頻度、
    （ｉｉ）血流量、
    （ｉｉｉ）収縮力、
    （ｉｖ）組織弾性、または
    （ｖ）組織の肥厚
    を含むことを特徴とする方法。
14. 心臓に基づく生理学的計測と肺に基づく生理学的計測とから得られたデータを記録するステップ（ｉ）と、
    心臓サイクルの選択された事象の発生が、前記肺に基づく生理学的計測により示される肺の選択された事象と一致することを、前記心臓に基づく生理学的計測が示す時点において、ステップ１に従って記録された画像を収集するステップ（ｉｉ）と、
    前記時点における異なる投射角からの画像のみを用いて、ステップ２に従って適用してステップ３に従って再構成するステップ（ｉｉｉ）と、を含むゲーティングをさらに含むことを特徴とする請求項１３に記載の方法。
15. 検査対象の心臓をイメージングする方法であって、
    検査対象の肺の第１の領域において、心臓または肺の動きまたは力学に関するデータを含む１つ以上の生体内画像に用いるデータを保存するステップ１と、
    前記生体内画像から得られたデータから多次元の心臓モデルを形成するステップ２と、
    前記多次元の心臓モデルに基づいて、以下から選択される心臓機能のパラメータの１つ以上を推測するステップ３と、
    （ｉ）収縮頻度、
    （ｉｉ）血流量、
    （ｉｉｉ）収縮力、
    （ｉｖ）組織弾性、または
    （ｖ）組織の肥厚
    を含み、
    データを得た前記生体内画像は、Ｘ線、可視光線、赤外線放射、紫外線放射、超音波、電気インピーダンス、および磁気共鳴を含む群から選択されたエネルギー源を有するイメージング方法によって保存されることを特徴とする検査対象の心臓をイメージングする方法。
16. 請求項１〜１５のいずれか１項に記載の方法に使用される装置であって、
    （ｉ）１つ以上のエネルギー源と、
    （ｉｉ）サンプルを通過する１つ以上のエネルギー源からのエネルギーにより生成された画像を記録するための１つ以上の検出器と、
    （ｉｉｉ）前記１つ以上のエネルギー源と前記１つ以上の検出器との間をつなぐ検査対象を配置させる領域と、を含み、
    使用時には、検査対象または前記１つ以上のエネルギー源は、１つ以上のエネルギー投射角にて移動され、それぞれの投射角において少なくとも１つの画像が記録されることを特徴とする検査対象の心臓をイメージングする方法。
17. 本願発明の方法に使用される装置であって、
    （ｉ）１つ以上のエネルギー源と、（ｉｉ）サンプルを通過する１つ以上のエネルギー源からのエネルギーにより生成された画像を記録するための１つ以上の検出器と、（ｉｉｉ）前記１つ以上のエネルギー源と前記１つ以上の検出器との間をつなぐ検査対象を配置させる領域と、を有する医療用イメージングシステム（ａ）と、
    （ｉ）前記画像を多次元の心臓モデルに適用し、（ｉｉ）検査対象の心臓の多次元画像フィールドを再構成するための処理手段（ｂ）と、
    検査対象の心臓または検査対象の心臓から得られた画像の多次元画像フィールドを表示するための表示手段（ｃ）と、を含み、
    検査対象は、１つ以上のエネルギー投射角にて移動され、それぞれの投射角において少なくとも１つの画像が記録されることを特徴とする検査対象の心臓をイメージングする方法。

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