JP4508405B2 - 不均等な時間的心臓イメージングのための方法及び装置 - Google Patents
不均等な時間的心臓イメージングのための方法及び装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP4508405B2 JP4508405B2 JP2000376732A JP2000376732A JP4508405B2 JP 4508405 B2 JP4508405 B2 JP 4508405B2 JP 2000376732 A JP2000376732 A JP 2000376732A JP 2000376732 A JP2000376732 A JP 2000376732A JP 4508405 B2 JP4508405 B2 JP 4508405B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- heart
- time phase
- patient
- volume
- cycle
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 16
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 title claims description 14
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 title claims description 14
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 title description 10
- 238000013170 computed tomography imaging Methods 0.000 claims description 12
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 3
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 15
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 12
- 230000008859 change Effects 0.000 description 8
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 4
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 4
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 4
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 2
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 238000010009 beating Methods 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 238000012790 confirmation Methods 0.000 description 1
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 230000001771 impaired effect Effects 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 238000003672 processing method Methods 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- 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
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Physiology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、全般的には、コンピュータ断層撮影心臓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、時間的に不均等に心臓画像を記録するための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、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線ビームが画像作成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させる。投影データの組から画像を再構成させるための一方法に、当技術分野においてフィルタ補正逆投影法(filtered back 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】
心臓のコンピュータ断層撮影画像は、多くの診断目的及び手術目的で有用である。周知の処置の少なくとも１つでは、一定数の心臓時相(phase) 画像を取得することが必要となる。しかし、心臓が時間的に均一な様式で拍動していないという事実のために、こうした一定数の画像を取得する処理は複雑となる。単一の心拍周期中のうち、ある期間では心臓の容積が平均と比べてより高速に変化しており、別の期間ではその容積変化が平均と比べてより緩慢である。目下のところ、ＣＴスキャナによって時間的な心臓スキャンを実施する場合、心拍周期の幾つかの時相に対応する画像を均等な間隔で取り込んでいる。収集した画像は、互いに等しい時間だけ隔たっており、これにより心拍周期のある時相が過剰サンプリングされる結果となり、それ以外の時相は過小サンプリングされることになる。このため、時間分解能が損なわれる。したがって、過剰及び過小サンプリングを回避することによって心臓時相画像の収集を最適化するような、ＣＴイメージングのための装置及び方法が得られることが望ましい。
【０００５】
【発明の概要】
したがって、実施の一形態では、ＣＴイメージング・システムを利用して患者の心臓を画像化するための方法であって、患者の心臓の代表的心拍周期の時相に対してスキャン優先度を割り当てるステップと、割り当てしたスキャン優先度に従ってスキャンをする心拍周期の時相を選択するステップと、選択した心拍周期の時相に対応する患者の心臓の画像スライスを取得するステップとを含む方法を提供する。
【０００６】
上記の実施形態は、改善された時間分解能を提供できる不均等な時間的スキャンとなる。さらに、優先度の割り当てにより時相に関する過小サンプリング及び過剰サンプリングを回避し、これにより心臓画像の収集をさらに最適化させている。
【０００７】
【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。
【０００８】
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３０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。
【０００９】
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軸方向にガントリ開口４８を通過できる。
【００１０】
本発明の実施の一形態では、不均等サンプリング技法を使用して一定数の心臓時相画像の時間分解能を最適化している。サンプル点は、ＥＫＧ装置５０からのＥＫＧ信号など、心臓容積の変化を表す信号を利用して決定する。患者２２をスキャンする前に、ＥＫＧ装置５０を利用して患者２２の心臓の典型的な心拍周期５２を表すデータを取得する。例えば、代表的な心拍周期５２は複数の常態の心拍周期から取得したＥＫＧ信号データにより計算する。この複数の周期を平均することにより、例えば図３に示すような代表的な常態周期が取得される。
【００１１】
この代表的周期について、心拍周期５２の各時相で生じている変化を解析する。詳細には、平坦区間すなわちベースライン区間５４、５６、５８を識別し、同様に極大値６０、６２、６４、６６、６８及び極小値７０、７２、７４、７６を識別する。心拍周期５２を基準時間としたときに極大値６０、６２、６４、６６、６８及び極小値７０、７２、７４、７６が生じる各時刻は、心臓波形５２からの２次導関数の情報を利用して取得する。患者２２の心臓の容積変化を表す電圧は、ＥＫＧ装置５０によって発生させる。こうして決定したＥＫＧ周期５２により心臓の容積変化が表される。波形５２のベースライン区間５４、５５、５８から各極大値及び極小値までの距離に基づいて、ランクを割り当てる。
【００１２】
実施の一形態では、代表的な心拍周期波形５２のデータをフィルタ処理して時間的かつ空間的なノイズを減少させている。例えば、心拍周期５２に対して容積変化及び変化率を決定するための解析を行う。これらの決定に基づいて心臓波形５２に対してしきい値を適用し、無視できるほどの小さい波形変化を除去している。このしきい値は、推定ノイズ・レベルを計算するか、あるいは波形５２の目視確認によりノイズ・レベルを推定することにより選択する。このしきい値未満の波形５２の小さい容積変化は平坦ベースラインに置き換える。例えば、点６８、７４及び７６は無視される。ＣＴイメージング・デバイス１０の時間分解能と比べて持続時間がより短いインパルスなどの短時間インパルス７８もまた無視される。例えば、約１００ｍｓ未満の持続時間のインパルスを無視する。別の実施形態では、そのしきい値は、最大の所望時間分解能及び空間分解能に従って選択される。実施の一形態では、そのしきい値処理は、心臓波形５２の極大値及び極小値の位置を特定する前に実施される。
【００１３】
波形５２をフィルタ処理した後、得られた波形５２内で残りの極大値６０、６２、６４、６６及び極小値７０、７２、７４のすべてを検出する。点６０、６２、６４、６６、７０、７２、７４の各々は、患者２２の代表的な心拍周期５２の異なる時相に対応している。この極大値６０、６２、６４、６６及び極小値７０、７２、７４の各々の時相に対して、心臓波形５２の垂直方向距離で表される容積距離であるベースライン５４、５６、５８からの容積差に従って優先度値を割り当てる。実施の一形態では、容積差が大きいほどより大きい優先度を割り当てる。こうした優先度の序列の一つでは、最高から最低に向かって、６０、７０、６２、７２、６４、６６の順とする。
【００１４】
実施の一形態では、さらにスキャン及び画像化のために、ベースライン５４、５６、５８上の少なくとも１つの移行点７８、８０、８２、８４または８６を選択する。移行点７８、８０、８２、８４及び８６は、動きがほとんど無いか全く無い期間が終了した後に容積変化がまさに始まる時相で生じる。しかし、移行点７８、８０、８２、８４及び８６の各々では患者２２の心臓容積が概ね同じであるため、単一の移行点（例えば、点７８）でのスキャンだけで十分である。この選択した移行点での単一のイメージング用スキャンを使用して移行点７８、８０、８２、８４、８６の各々の心臓を表している。実施の一形態では、この移行点に対しては、すべての極大値及び極小値に対する優先度より上位の優先度を付与している。
【００１５】
実施の一形態では、時間的かつ空間的な傾斜に従ってスキャン優先度を追加の時相に対して割り当てている。例えば、時相８８及び９０は、極小値と極大値の間（それぞれ７２と６０の間及び６０と７０の間）で選択される。時相８８及び９０やその他のこうした追加時相は、画像を再構成させるために有利であると判定された際に選択される。次いで、選択したこの追加時相８８、９０に対して優先度値を割り当てる。極小値及び極大値の数が時相の数より少ない場合には、極小値及び極大値の時相のすべてが選択される。さらに、８８及び９０などの追加時相は、選択した時相の総数がセクタ数に等しくなるまで優先度の序列に従って（例えば、波形５２の傾斜の大きさが最大である時相の順に）選択される。これとは逆に、極小値及び極大値の数がセクタ数より多い場合には、優先度が最も高い極小点及び極大点のみが、利用可能なセクタの最大数まで選択される。例えば、ベースライン５４、５６、５８からの垂直距離で示される容積変化が最大である極小値及び極大値がスキャンのために選択される。より一般的には、それぞれに割り当てた優先度に従って時相をソートし、最高の優先度をもつＮ個の点が選択される（ここで、Ｎは画像作成のために望ましい時相の数である）。
【００１６】
次いで、波形５２に沿ったＮ個の点の各々に対応する時間間隔において、ＣＴイメージング・システム１０によりシネ心臓スキャン（すなわち、ガントリ１２は回転させるが、テーブル４６は静止状態に保持させたスキャン）を実施する。実施の一形態では、患者２２の心拍周期を検知しているＥＫＧ装置５０からの基準時相を使用してスキャン時点のための基準値を確立している。例えば、スキャン時点は、ＣＴイメージング・システム１０がＥＫＧ装置５０から受け取ったＥＫＧ信号内で検知したＲピークの発生を基準とする。
【００１７】
ＣＴイメージング・システム１０が単一スライス型のイメージング・システムである場合には、シネスキャンの各時相毎に１つのアキシャル画像スライスが作成される。複数の画像面すなわち複数のスライスに対する一定数の時相の収集が所望される場合には、テーブル４６を次の位置までステップ移動させた後、各画像面すなわち各スライス毎にこのシネスキャン・ステップを反復させる。実施の一形態では、ＣＴイメージング・システム１０としてマルチスライス型のイメージング・システムを利用することによって、複数の画像面すなわち複数のスライスに対する時相の収集がさらに容易となる。テーブル４６のステップ移動距離は、スライス厚及びスキャン中に同時に収集するスライス数に従って適当に調整する。
【００１８】
実施の一形態では、収集の間に所望の時間の中間点（すなわち、時相８８など）を含めるためには、Ｎ個の時相では十分ではない。こうした実施形態では、中間点８８の前後の時相間で線形補間を実施し、カバレッジ内の時間上の間隙を埋めている。補間した新たなスライスは本発明の目的のための追加時相と見なすことができる。
【００１９】
次いで、データを画像フレームとして表示する。本明細書で使用する場合、２次元時系列表示の「フレーム(frame) 」は単一のスキャン画像より構成される。また３次元時系列表示では、「フレーム」は異なる画像スライスすなわち画像面を表している複数の画像の集まりである。３次元時系列表示の場合には、この集まりのうちの各画像は、患者の心拍周期の同じ時相に対応する。実施の一形態では、各時相Ｐn を表示するための同一フレームの数Ｆは次式で記述される。
【００２０】
Ｆ＝（Ｐｏｓ（Ｐn+1）−Ｐｏｓ（Ｐn））×ＦＲ
上式において、
Ｆ＝時相ｎについて表示される時相数、
Ｐn＝時相ｎ、
Ｐｏｓ（Ｐn）＝時相ｎの時間的位置、
ＦＲ＝表示フレームレート、である。
【００２１】
この方式で表示するフレームでは、最適化した一定数の心臓時相画像から患者２２の心臓を表す動画表示が作成される。得られた動画の画像は、改善された時間分解能を有する。
【００２２】
実施の一形態では、そのＣＴイメージング・システム１０は、上記のステップを実行するようにプログラムされている。例えば、コンピュータ３６は、解析のためにＥＫＧ装置５０からＥＫＧ信号を受け取る。ソフトウェアまたはファームウェアで動作するコンピュータ３６は、複数の周期にわたってＥＫＧ波形を平均し、その平均波形の計測可能な特徴に従ってスキャン優先度を割り当てている。例えば、ソフトウェアで動作するコンピュータ３６では、極大値及び極小値を識別するために心臓波形に関して計算した２次導関数値に厳密に従って優先度を割り当てると共に、心臓波形の最大傾斜及び最小傾斜の位置を特定している。さらに、スキャンのためのベースライン時相も選択される。スキャン中に取得したＥＫＧからの心拍周期に対する観測Ｒピークでスキャン・サイクルをゲート制御することにより、スキャン動作は自動的に実行される。次いで、画像再構成装置３４及び／またはコンピュータ３６により画像を計算し、ＣＲＴ４２上に表示する。
【００２３】
本発明の様々な実施形態に関する上記の説明から、心臓時相の過大サンプリング及び過小サンプリングを回避することにより、時間分解能を改善させた心臓ＣＴ画像が得られることは明らかである。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。さらに、本明細書に記載したＣＴシステムは、Ｘ線源と検出器の双方がガントリと共に回転する「第３世代」システムである。検出器素子が個々に補正され所与のＸ線ビームに対して実質的に均一の応答を提供できるならば、検出器が全周の静止した検出器でありかつＸ線源のみがガントリと共に回転する「第４世代」システムを含め、別の多くのＣＴシステムも使用可能である。したがって、本発明の精神及び範囲は、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のみ限定されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【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】心拍周期を時間の関数として表したグラフである。
【符号の説明】
１０ コンピュータ断層撮影（ＣＴ）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／患者
２４ 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 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 モータ式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ ＥＫＧ装置
５２ 心拍周期
５４ 平坦であるベースライン区間
５６ 平坦であるベースライン区間
５８ 平坦であるベースライン区間
６０ 極大値
６２ 極大値
６４ 極大値
６６ 極大値
６８ 極大値
７０ 極小値
７２ 極小値
７４ 極小値
７６ 極小値
７８ 短時間インパルス／移行点
８０ 移行点
８２ 移行点
８４ 移行点
８６ 移行点
８８ 時相／中間点
９０ 時相
【発明の属する技術分野】
本発明は、全般的には、コンピュータ断層撮影心臓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、時間的に不均等に心臓画像を記録するための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、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線ビームが画像作成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させる。投影データの組から画像を再構成させるための一方法に、当技術分野においてフィルタ補正逆投影法(filtered back 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】
心臓のコンピュータ断層撮影画像は、多くの診断目的及び手術目的で有用である。周知の処置の少なくとも１つでは、一定数の心臓時相(phase) 画像を取得することが必要となる。しかし、心臓が時間的に均一な様式で拍動していないという事実のために、こうした一定数の画像を取得する処理は複雑となる。単一の心拍周期中のうち、ある期間では心臓の容積が平均と比べてより高速に変化しており、別の期間ではその容積変化が平均と比べてより緩慢である。目下のところ、ＣＴスキャナによって時間的な心臓スキャンを実施する場合、心拍周期の幾つかの時相に対応する画像を均等な間隔で取り込んでいる。収集した画像は、互いに等しい時間だけ隔たっており、これにより心拍周期のある時相が過剰サンプリングされる結果となり、それ以外の時相は過小サンプリングされることになる。このため、時間分解能が損なわれる。したがって、過剰及び過小サンプリングを回避することによって心臓時相画像の収集を最適化するような、ＣＴイメージングのための装置及び方法が得られることが望ましい。
【０００５】
【発明の概要】
したがって、実施の一形態では、ＣＴイメージング・システムを利用して患者の心臓を画像化するための方法であって、患者の心臓の代表的心拍周期の時相に対してスキャン優先度を割り当てるステップと、割り当てしたスキャン優先度に従ってスキャンをする心拍周期の時相を選択するステップと、選択した心拍周期の時相に対応する患者の心臓の画像スライスを取得するステップとを含む方法を提供する。
【０００６】
上記の実施形態は、改善された時間分解能を提供できる不均等な時間的スキャンとなる。さらに、優先度の割り当てにより時相に関する過小サンプリング及び過剰サンプリングを回避し、これにより心臓画像の収集をさらに最適化させている。
【０００７】
【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。
【０００８】
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３０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。
【０００９】
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軸方向にガントリ開口４８を通過できる。
【００１０】
本発明の実施の一形態では、不均等サンプリング技法を使用して一定数の心臓時相画像の時間分解能を最適化している。サンプル点は、ＥＫＧ装置５０からのＥＫＧ信号など、心臓容積の変化を表す信号を利用して決定する。患者２２をスキャンする前に、ＥＫＧ装置５０を利用して患者２２の心臓の典型的な心拍周期５２を表すデータを取得する。例えば、代表的な心拍周期５２は複数の常態の心拍周期から取得したＥＫＧ信号データにより計算する。この複数の周期を平均することにより、例えば図３に示すような代表的な常態周期が取得される。
【００１１】
この代表的周期について、心拍周期５２の各時相で生じている変化を解析する。詳細には、平坦区間すなわちベースライン区間５４、５６、５８を識別し、同様に極大値６０、６２、６４、６６、６８及び極小値７０、７２、７４、７６を識別する。心拍周期５２を基準時間としたときに極大値６０、６２、６４、６６、６８及び極小値７０、７２、７４、７６が生じる各時刻は、心臓波形５２からの２次導関数の情報を利用して取得する。患者２２の心臓の容積変化を表す電圧は、ＥＫＧ装置５０によって発生させる。こうして決定したＥＫＧ周期５２により心臓の容積変化が表される。波形５２のベースライン区間５４、５５、５８から各極大値及び極小値までの距離に基づいて、ランクを割り当てる。
【００１２】
実施の一形態では、代表的な心拍周期波形５２のデータをフィルタ処理して時間的かつ空間的なノイズを減少させている。例えば、心拍周期５２に対して容積変化及び変化率を決定するための解析を行う。これらの決定に基づいて心臓波形５２に対してしきい値を適用し、無視できるほどの小さい波形変化を除去している。このしきい値は、推定ノイズ・レベルを計算するか、あるいは波形５２の目視確認によりノイズ・レベルを推定することにより選択する。このしきい値未満の波形５２の小さい容積変化は平坦ベースラインに置き換える。例えば、点６８、７４及び７６は無視される。ＣＴイメージング・デバイス１０の時間分解能と比べて持続時間がより短いインパルスなどの短時間インパルス７８もまた無視される。例えば、約１００ｍｓ未満の持続時間のインパルスを無視する。別の実施形態では、そのしきい値は、最大の所望時間分解能及び空間分解能に従って選択される。実施の一形態では、そのしきい値処理は、心臓波形５２の極大値及び極小値の位置を特定する前に実施される。
【００１３】
波形５２をフィルタ処理した後、得られた波形５２内で残りの極大値６０、６２、６４、６６及び極小値７０、７２、７４のすべてを検出する。点６０、６２、６４、６６、７０、７２、７４の各々は、患者２２の代表的な心拍周期５２の異なる時相に対応している。この極大値６０、６２、６４、６６及び極小値７０、７２、７４の各々の時相に対して、心臓波形５２の垂直方向距離で表される容積距離であるベースライン５４、５６、５８からの容積差に従って優先度値を割り当てる。実施の一形態では、容積差が大きいほどより大きい優先度を割り当てる。こうした優先度の序列の一つでは、最高から最低に向かって、６０、７０、６２、７２、６４、６６の順とする。
【００１４】
実施の一形態では、さらにスキャン及び画像化のために、ベースライン５４、５６、５８上の少なくとも１つの移行点７８、８０、８２、８４または８６を選択する。移行点７８、８０、８２、８４及び８６は、動きがほとんど無いか全く無い期間が終了した後に容積変化がまさに始まる時相で生じる。しかし、移行点７８、８０、８２、８４及び８６の各々では患者２２の心臓容積が概ね同じであるため、単一の移行点（例えば、点７８）でのスキャンだけで十分である。この選択した移行点での単一のイメージング用スキャンを使用して移行点７８、８０、８２、８４、８６の各々の心臓を表している。実施の一形態では、この移行点に対しては、すべての極大値及び極小値に対する優先度より上位の優先度を付与している。
【００１５】
実施の一形態では、時間的かつ空間的な傾斜に従ってスキャン優先度を追加の時相に対して割り当てている。例えば、時相８８及び９０は、極小値と極大値の間（それぞれ７２と６０の間及び６０と７０の間）で選択される。時相８８及び９０やその他のこうした追加時相は、画像を再構成させるために有利であると判定された際に選択される。次いで、選択したこの追加時相８８、９０に対して優先度値を割り当てる。極小値及び極大値の数が時相の数より少ない場合には、極小値及び極大値の時相のすべてが選択される。さらに、８８及び９０などの追加時相は、選択した時相の総数がセクタ数に等しくなるまで優先度の序列に従って（例えば、波形５２の傾斜の大きさが最大である時相の順に）選択される。これとは逆に、極小値及び極大値の数がセクタ数より多い場合には、優先度が最も高い極小点及び極大点のみが、利用可能なセクタの最大数まで選択される。例えば、ベースライン５４、５６、５８からの垂直距離で示される容積変化が最大である極小値及び極大値がスキャンのために選択される。より一般的には、それぞれに割り当てた優先度に従って時相をソートし、最高の優先度をもつＮ個の点が選択される（ここで、Ｎは画像作成のために望ましい時相の数である）。
【００１６】
次いで、波形５２に沿ったＮ個の点の各々に対応する時間間隔において、ＣＴイメージング・システム１０によりシネ心臓スキャン（すなわち、ガントリ１２は回転させるが、テーブル４６は静止状態に保持させたスキャン）を実施する。実施の一形態では、患者２２の心拍周期を検知しているＥＫＧ装置５０からの基準時相を使用してスキャン時点のための基準値を確立している。例えば、スキャン時点は、ＣＴイメージング・システム１０がＥＫＧ装置５０から受け取ったＥＫＧ信号内で検知したＲピークの発生を基準とする。
【００１７】
ＣＴイメージング・システム１０が単一スライス型のイメージング・システムである場合には、シネスキャンの各時相毎に１つのアキシャル画像スライスが作成される。複数の画像面すなわち複数のスライスに対する一定数の時相の収集が所望される場合には、テーブル４６を次の位置までステップ移動させた後、各画像面すなわち各スライス毎にこのシネスキャン・ステップを反復させる。実施の一形態では、ＣＴイメージング・システム１０としてマルチスライス型のイメージング・システムを利用することによって、複数の画像面すなわち複数のスライスに対する時相の収集がさらに容易となる。テーブル４６のステップ移動距離は、スライス厚及びスキャン中に同時に収集するスライス数に従って適当に調整する。
【００１８】
実施の一形態では、収集の間に所望の時間の中間点（すなわち、時相８８など）を含めるためには、Ｎ個の時相では十分ではない。こうした実施形態では、中間点８８の前後の時相間で線形補間を実施し、カバレッジ内の時間上の間隙を埋めている。補間した新たなスライスは本発明の目的のための追加時相と見なすことができる。
【００１９】
次いで、データを画像フレームとして表示する。本明細書で使用する場合、２次元時系列表示の「フレーム(frame) 」は単一のスキャン画像より構成される。また３次元時系列表示では、「フレーム」は異なる画像スライスすなわち画像面を表している複数の画像の集まりである。３次元時系列表示の場合には、この集まりのうちの各画像は、患者の心拍周期の同じ時相に対応する。実施の一形態では、各時相Ｐn を表示するための同一フレームの数Ｆは次式で記述される。
【００２０】
Ｆ＝（Ｐｏｓ（Ｐn+1）−Ｐｏｓ（Ｐn））×ＦＲ
上式において、
Ｆ＝時相ｎについて表示される時相数、
Ｐn＝時相ｎ、
Ｐｏｓ（Ｐn）＝時相ｎの時間的位置、
ＦＲ＝表示フレームレート、である。
【００２１】
この方式で表示するフレームでは、最適化した一定数の心臓時相画像から患者２２の心臓を表す動画表示が作成される。得られた動画の画像は、改善された時間分解能を有する。
【００２２】
実施の一形態では、そのＣＴイメージング・システム１０は、上記のステップを実行するようにプログラムされている。例えば、コンピュータ３６は、解析のためにＥＫＧ装置５０からＥＫＧ信号を受け取る。ソフトウェアまたはファームウェアで動作するコンピュータ３６は、複数の周期にわたってＥＫＧ波形を平均し、その平均波形の計測可能な特徴に従ってスキャン優先度を割り当てている。例えば、ソフトウェアで動作するコンピュータ３６では、極大値及び極小値を識別するために心臓波形に関して計算した２次導関数値に厳密に従って優先度を割り当てると共に、心臓波形の最大傾斜及び最小傾斜の位置を特定している。さらに、スキャンのためのベースライン時相も選択される。スキャン中に取得したＥＫＧからの心拍周期に対する観測Ｒピークでスキャン・サイクルをゲート制御することにより、スキャン動作は自動的に実行される。次いで、画像再構成装置３４及び／またはコンピュータ３６により画像を計算し、ＣＲＴ４２上に表示する。
【００２３】
本発明の様々な実施形態に関する上記の説明から、心臓時相の過大サンプリング及び過小サンプリングを回避することにより、時間分解能を改善させた心臓ＣＴ画像が得られることは明らかである。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。さらに、本明細書に記載したＣＴシステムは、Ｘ線源と検出器の双方がガントリと共に回転する「第３世代」システムである。検出器素子が個々に補正され所与のＸ線ビームに対して実質的に均一の応答を提供できるならば、検出器が全周の静止した検出器でありかつＸ線源のみがガントリと共に回転する「第４世代」システムを含め、別の多くのＣＴシステムも使用可能である。したがって、本発明の精神及び範囲は、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のみ限定されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【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】心拍周期を時間の関数として表したグラフである。
【符号の説明】
１０ コンピュータ断層撮影（ＣＴ）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／患者
２４ 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 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 モータ式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ ＥＫＧ装置
５２ 心拍周期
５４ 平坦であるベースライン区間
５６ 平坦であるベースライン区間
５８ 平坦であるベースライン区間
６０ 極大値
６２ 極大値
６４ 極大値
６６ 極大値
６８ 極大値
７０ 極小値
７２ 極小値
７４ 極小値
７６ 極小値
７８ 短時間インパルス／移行点
８０ 移行点
８２ 移行点
８４ 移行点
８６ 移行点
８８ 時相／中間点
９０ 時相
Claims (8)
- ＣＴイメージング・システム（１０）を利用して患者（２２）の心臓を画像化するための方法であって、患者の心臓の代表的心拍周期（５２）の時相（８８、９０）に対してスキャン優先度を割り当てるステップと、前記割り当てしたスキャン優先度に従って、スキャンをする心拍周期の時相を選択するステップと、前記選択した心拍周期の時相に対応する患者の心臓の画像スライスを取得するステップと、
患者の心臓の代表的心拍周期（５２）の時相（８８、９０）に対してスキャン優先度を割り当てる前記ステップが、ベースライン（５４、５６、５８）容積からの心臓容積距離に従ってスキャン優先度を割り当てるステップとを含む方法。 - さらに、患者の心臓のＥＫＧデータを取得するステップを含むと共に、ベースライン（５４、５６、５８）容積からの心臓容積距離に従ってスキャン優先度を割り当てる前記ステップが、前記ＥＫＧデータにより指示される心臓容積に従って心臓容積の極大値（６０、６２、６４、６６、６８）及び極小値（７０、７２、７４、７６）に対して優先度を割り当てるステップを含む請求項１に記載の方法。
- さらに、データを動画の画像フレームとして表示するステップを含むと共に、各時相Ｐn を表示するための同一フレームの数Ｆが次式で表される請求項１に記載の方法。
Ｆ＝（Ｐｏｓ（Ｐｎ＋１）−Ｐｏｓ（Ｐｎ））×ＦＲ上式において、Ｆ＝時相ｎを表示する時相数、Ｐｎ＝時相ｎ、Ｐｏｓ（Ｐｎ）＝時相ｎの時間的位置、ＦＲ＝表示フレームレート、である。 - データを動画の画像フレームとして表示する前記ステップが、患者の心拍周期（５２）の単一時相において異なる面を表している複数の画像スライスを含んでいるフレームを表示するステップを含む請求項３に記載の方法。
- 放射線源（１４）と、画像作成面において患者の周りを回転するように構成されると共に、投射され患者の心臓を透過するＸ線（１６）を検知するように構成されている検出器（１８）とを含んでいて、患者（２２）の心臓を画像化するＣＴイメージング・システム（１０）であって、患者の心臓の代表的心拍周期（５２）の時相（８８、９０）に対してスキャン優先度を割り当て、前記割り当てしたスキャン優先度に従って、スキャンをする心拍周期の時相を選択し、前記選択した心拍周期の時相に対応する患者の心臓の画像スライスを取得するように構成されており、
患者の心臓の代表的心拍周期（５２）の時相（８８、９０）に対してスキャン優先度を割り当てるように前記システムが構成されることが、ベースライン（５４、５６、５８）容積からの心臓容積距離に従ってスキャン優先度を割り当てるように前記システムが構成されていることを含む、ＣＴイメージング・システム（１０）。 - 前記システムがさらに、患者の心臓のＥＫＧデータを取得するように構成されており、前記システムがベースライン（５４、５６、５８）容積からの心臓容積距離に従ってスキャン優先度を割り当てるように構成されていることが、前記システムが前記ＥＫＧデータにより指示される心臓容積に従って心臓容積の極大値（６０、６２、６４、６６、６８）及び極小値（７０、７２、７４、７６）に対して優先度を割り当てるように構成されていることを含む請求項５に記載のシステム（１０）。
- 前記システムがさらに、データを動画の画像フレームとして表示するように構成されると共に、各時相Ｐｎを表示するための同一フレームの数Ｆが次式で表される請求項５に記載のシステム（１０）。
Ｆ＝（Ｐｏｓ（Ｐｎ＋１）−Ｐｏｓ（Ｐｎ））×ＦＲ上式において、Ｆ＝時相ｎを表示する時相数、Ｐｎ＝時相ｎ、Ｐｏｓ（Ｐｎ）＝時相ｎの時間的位置、ＦＲ＝表示フレームレート、である。 - 前記システムがデータを動画の画像フレームとして表示するように構成されていることが、前記システムが患者の心拍周期（５２）の単一時相（８８、９２）において異なる面を表している複数の画像スライスを含んでいるフレームを表示するように構成されていることを含む請求項７に記載のシステム（１０）。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/460,261 US6393091B1 (en) | 1999-12-13 | 1999-12-13 | Methods and apparatus for non-uniform temporal cardiac imaging |
| US09/460261 | 1999-12-13 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001204726A JP2001204726A (ja) | 2001-07-31 |
| JP2001204726A5 JP2001204726A5 (ja) | 2010-02-25 |
| JP4508405B2 true JP4508405B2 (ja) | 2010-07-21 |
Family
ID=23827990
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000376732A Expired - Fee Related JP4508405B2 (ja) | 1999-12-13 | 2000-12-12 | 不均等な時間的心臓イメージングのための方法及び装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6393091B1 (ja) |
| EP (1) | EP1108392B1 (ja) |
| JP (1) | JP4508405B2 (ja) |
| DE (1) | DE60032569T2 (ja) |
| IL (1) | IL140007A (ja) |
Families Citing this family (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7031504B1 (en) * | 2000-09-26 | 2006-04-18 | Vital Images, Inc. | Image data based retrospective temporal selection of medical images |
| US6708052B1 (en) * | 2001-04-11 | 2004-03-16 | Harbor Ucla Research And Education Institute | Method and apparatus for cardiac imaging with minimized cardiac motion artifact |
| DE10119228A1 (de) * | 2001-04-19 | 2002-12-05 | Siemens Ag | Verfahren zur dreidimensionalen Bildgebung eines sich bewegenden Untersuchungsobjekts, insbesondere zur Herzbildgebung |
| US7020511B2 (en) * | 2002-02-22 | 2006-03-28 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method for three dimensional cine EBA/CTA imaging |
| US20030161440A1 (en) * | 2002-02-22 | 2003-08-28 | Boyd Douglas P. | Method and apparatus for cine EBA/CTA imaging |
| US6873675B2 (en) * | 2002-12-18 | 2005-03-29 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Multi-sector back-off logic algorithm for obtaining optimal slice-sensitive computed tomography profiles |
| US6865250B2 (en) * | 2002-12-23 | 2005-03-08 | Ge Medical Systems Global Technology Company Llc | High pitch cardiac helical scan with extended reconstruction windows |
| US6931094B2 (en) * | 2003-10-10 | 2005-08-16 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Methods and systems for smoothing |
| JP4459678B2 (ja) * | 2004-03-26 | 2010-04-28 | 富士フイルム株式会社 | 放射線動態画像取得方法および装置 |
| JP4634179B2 (ja) * | 2005-02-15 | 2011-02-16 | 株式会社日立メディコ | 画像診断装置 |
| US7570733B2 (en) * | 2005-06-10 | 2009-08-04 | General Electric Company | Step-and-shoot cardiac CT imaging |
| JP2007000408A (ja) * | 2005-06-24 | 2007-01-11 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線ｃｔ装置 |
| US8255038B2 (en) * | 2008-08-28 | 2012-08-28 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System and method for non-uniform image scanning and acquisition |
| US8391950B2 (en) * | 2008-09-30 | 2013-03-05 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System for multi-dimensional anatomical functional imaging |
| US8506789B2 (en) * | 2009-07-23 | 2013-08-13 | Ceramatec, Inc. | Method of producing coupled radical products |
| US8971493B2 (en) | 2010-09-08 | 2015-03-03 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System for image scanning and acquisition with low-dose radiation |
| US9370330B2 (en) | 2013-02-08 | 2016-06-21 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Radiation field and dose control |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4182311A (en) * | 1977-04-22 | 1980-01-08 | Varian Associates, Inc. | Method and system for cardiac computed tomography |
| JPH04504971A (ja) * | 1989-03-20 | 1992-09-03 | ニムズ インコーポレーテッド | 心臓容積及び大動脈パルスの変化の非侵襲的検出システム |
Family Cites Families (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB1475308A (en) | 1973-07-21 | 1977-06-01 | Emi Ltd | Radiography |
| CA1101936A (en) * | 1977-04-01 | 1981-05-26 | Robert H. Wake | Cardiac imaging with ct scanner |
| FR2455451A1 (fr) | 1979-05-02 | 1980-11-28 | Radiologie Cie Gle | Procede de tomodensitometrie et tomodensitometre adapte a ce procede |
| JPS5917334A (ja) | 1982-07-21 | 1984-01-28 | 株式会社東芝 | 心拍連動画像診断装置 |
| US4630204A (en) * | 1984-02-21 | 1986-12-16 | Mortara Instrument Inc. | High resolution ECG waveform processor |
| US5544212A (en) | 1988-10-20 | 1996-08-06 | Picker International, Inc. | Spiral CT using an integrating interpolator |
| US4994965A (en) | 1988-11-23 | 1991-02-19 | General Electric Company | Method for reducing motion induced image artifacts in projection imaging |
| JP3512875B2 (ja) * | 1993-11-26 | 2004-03-31 | 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 |
| US5533085A (en) | 1995-02-27 | 1996-07-02 | University Of Washington | Automatic indexing of cine-angiograms |
| JP3510389B2 (ja) * | 1995-07-10 | 2004-03-29 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｘ線ｃｔ装置 |
| US5602891A (en) | 1995-11-13 | 1997-02-11 | Beth Israel | Imaging apparatus and method with compensation for object motion |
| DE19622075C2 (de) * | 1996-05-31 | 1999-10-14 | Siemens Ag | Verfahren und Gerät zur radiologischen Untersuchung von Herzphasen eines Patienten |
| DE19740214A1 (de) * | 1997-09-12 | 1999-04-01 | Siemens Ag | Computertomograph |
| US6154516A (en) | 1998-09-04 | 2000-11-28 | Picker International, Inc. | Cardiac CT system |
| US6243437B1 (en) | 1998-11-25 | 2001-06-05 | General Electric Company | Coronary calcification detection using retrospective cardiac gating of imaging system |
| US6275560B1 (en) | 1998-12-22 | 2001-08-14 | General Electric Company | Cardiac gated computed tomography system |
| US6370217B1 (en) | 1999-05-07 | 2002-04-09 | General Electric Company | Volumetric computed tomography system for cardiac imaging |
| IL137251A0 (en) | 1999-07-28 | 2001-07-24 | Gen Electric | Retrospective cardiac gating with cine scans on a multislice scanner |
| US6252924B1 (en) | 1999-09-30 | 2001-06-26 | General Electric Company | Method and apparatus for motion-free cardiac CT imaging |
| US6639965B1 (en) | 1999-09-30 | 2003-10-28 | General Electric Company | Methods and apparatus for cardiac imaging with conventional computed tomography |
-
1999
- 1999-12-13 US US09/460,261 patent/US6393091B1/en not_active Expired - Fee Related
-
2000
- 2000-11-30 IL IL14000700A patent/IL140007A/en not_active IP Right Cessation
- 2000-12-12 JP JP2000376732A patent/JP4508405B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2000-12-12 EP EP00311150A patent/EP1108392B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-12-12 DE DE60032569T patent/DE60032569T2/de not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4182311A (en) * | 1977-04-22 | 1980-01-08 | Varian Associates, Inc. | Method and system for cardiac computed tomography |
| JPH04504971A (ja) * | 1989-03-20 | 1992-09-03 | ニムズ インコーポレーテッド | 心臓容積及び大動脈パルスの変化の非侵襲的検出システム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP1108392B1 (en) | 2006-12-27 |
| IL140007A0 (en) | 2002-02-10 |
| DE60032569T2 (de) | 2007-10-04 |
| EP1108392A2 (en) | 2001-06-20 |
| EP1108392A3 (en) | 2003-04-23 |
| US6393091B1 (en) | 2002-05-21 |
| JP2001204726A (ja) | 2001-07-31 |
| IL140007A (en) | 2004-06-20 |
| DE60032569D1 (de) | 2007-02-08 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4630440B2 (ja) | 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 | |
| JP4508405B2 (ja) | 不均等な時間的心臓イメージングのための方法及び装置 | |
| JP4487095B2 (ja) | 撮像システムの回顧的心臓ゲーティングを用いた冠状動脈の石灰化の検出 | |
| JP4773596B2 (ja) | 物体の画像を形成する方法及びイメージング・システム | |
| US6370217B1 (en) | Volumetric computed tomography system for cardiac imaging | |
| NL1024854C2 (nl) | Werkwijzen en inrichting voor het berekenen van volumetrische perfusie. | |
| JP4576037B2 (ja) | 動きに無関係な心臓ｃｔイメージング方法及び装置 | |
| US7054475B2 (en) | Apparatus and method for volumetric reconstruction of a cyclically moving object | |
| US20060251216A1 (en) | Methods and systems for controlling exposure for medical imaging devices | |
| US6434215B1 (en) | EKG-less cardiac image reconstruction | |
| US20040114727A1 (en) | Method and apparatus for imaging a region of dynamic tissue | |
| JP4452844B2 (ja) | 被曝を低減したコンピュータ断層撮影イメージング方法及び装置 | |
| IL140350A (en) | Methods and apparatus for estimating cardiac motion using projection data | |
| US6438195B1 (en) | Methods and apparatus for compensating for view aliasing artifacts | |
| JP4712956B2 (ja) | 高ピッチのマルチスライス型ヘリカル心臓イメージングのためのハイブリッド再構成法 | |
| US7813473B2 (en) | Method and apparatus for generating temporally interpolated projections | |
| JP2005131381A (ja) | 灌流検査を実行する方法、装置、及びコンピュータ読み取り可能な媒体 | |
| EP1072224A2 (en) | Retrospective cardiac gating with cine scans on a multislice scanner | |
| EP1101444A2 (en) | Method and apparatus for controlling x-ray exposure during gated cardiac scanning | |
| JP2002325760A (ja) | ２パスｃｔ撮像の方法および装置 | |
| JP4576059B2 (ja) | 適応補間式ビュー低減ｃｔスキャン方法及び装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20071210 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20071210 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20091105 |
|
| RD02 | Notification of acceptance of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422 Effective date: 20091105 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20091105 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20100107 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20100126 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20100316 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20100406 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20100427 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130514 Year of fee payment: 3 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140514 Year of fee payment: 4 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |