JPH03206991A - 心臓検査システムにおける動作修正装置 - Google Patents
心臓検査システムにおける動作修正装置Info
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- JPH03206991A JPH03206991A JP2251627A JP25162790A JPH03206991A JP H03206991 A JPH03206991 A JP H03206991A JP 2251627 A JP2251627 A JP 2251627A JP 25162790 A JP25162790 A JP 25162790A JP H03206991 A JPH03206991 A JP H03206991A
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- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
[産業上の利用分野]
本発明は、放射線核種血管造影法などの心臓病の検査シ
ステムにおいて、映像信号における運動動作による不必
要な外的信号を補正する方法及び装置に関する。より詳
細には、本発明は患者の心臓系に放射性色素を通し、そ
れを時間で区切られた一連の動的映像によって表示する
ことにより、患者の心臓系の血液流の特性を示すための
方法および装置に関する。
ステムにおいて、映像信号における運動動作による不必
要な外的信号を補正する方法及び装置に関する。より詳
細には、本発明は患者の心臓系に放射性色素を通し、そ
れを時間で区切られた一連の動的映像によって表示する
ことにより、患者の心臓系の血液流の特性を示すための
方法および装置に関する。
[従来の技術]
一般に心臓診断学の分野では、心臓病の状況を診断した
り、臨床上有益な情報を診断者に提供したりするために
、人間の心臓系に関する新しい診断方法が次々と開発さ
れてきた。例えば、心臓の左心室の血液流の特性を調べ
ることにより、心臓病の診断に有益な情報が得られるこ
とが知られている。
り、臨床上有益な情報を診断者に提供したりするために
、人間の心臓系に関する新しい診断方法が次々と開発さ
れてきた。例えば、心臓の左心室の血液流の特性を調べ
ることにより、心臓病の診断に有益な情報が得られるこ
とが知られている。
[発明が解決しようとする課題]
このような検査方法は、心臓病の診断・治療に著しい進
歩をもたらしてきたが、肉体的な負荷を与えた状態(ベ
ルトランナーや自転車などでの運動中の場合など)で心
臓系の映像を表示する場合に、特に負荷をかけた状態で
検査した場合にのみその状況を明らかにできる心臓病に
ついては、信頼できる診断結果を得るには、未だに多く
の障害が残っている。運動中の患者の動作によって生し
る人工的な信号が映像に混じってしまうため、放射線造
影法の技術は著しく制限されている。このため、上記の
ような運動動作の影響を受けた放射線造影法によるデー
タの評価は困難であり、その検査結果は量的に信頼でき
ないことがしばしばである。
歩をもたらしてきたが、肉体的な負荷を与えた状態(ベ
ルトランナーや自転車などでの運動中の場合など)で心
臓系の映像を表示する場合に、特に負荷をかけた状態で
検査した場合にのみその状況を明らかにできる心臓病に
ついては、信頼できる診断結果を得るには、未だに多く
の障害が残っている。運動中の患者の動作によって生し
る人工的な信号が映像に混じってしまうため、放射線造
影法の技術は著しく制限されている。このため、上記の
ような運動動作の影響を受けた放射線造影法によるデー
タの評価は困難であり、その検査結果は量的に信頼でき
ないことがしばしばである。
本発明の目的は、人間の心臓系内の血液流の診断用映像
に患者の運動動作が及ぼす影響を補正することのできる
改良された装置及び方法を提供することにある。
に患者の運動動作が及ぼす影響を補正することのできる
改良された装置及び方法を提供することにある。
本発明の別の目的は、患者の心臓系を流れる放射性色素
の動的映像から患者の運動動作の影響を取り除くことが
できる新規な装置及び方法を提供することにある。
の動的映像から患者の運動動作の影響を取り除くことが
できる新規な装置及び方法を提供することにある。
本発明のさらに別の目的は、心臓の映像から運動に伴う
異常な変異の影響を取り去り、肉体的負荷がかけられた
状態での心臓機能の評価を正しく行なうことのできる改
良された装置及び方法を提供することにある。
異常な変異の影響を取り去り、肉体的負荷がかけられた
状態での心臓機能の評価を正しく行なうことのできる改
良された装置及び方法を提供することにある。
本発明のさらに別の目的は、心臓系のある部位における
血液流に基準点を設定して、患者の運動動作による外的
な人工的信号を,患者の心臓系を流れる血液流の動的映
像から取り除くことのできる新規な装置及び方法を提供
することにある。
血液流に基準点を設定して、患者の運動動作による外的
な人工的信号を,患者の心臓系を流れる血液流の動的映
像から取り除くことのできる新規な装置及び方法を提供
することにある。
[課題を解決するための手段]
上記目的を達或するうために、本願第1発明は、運動中
の患者の血液流を一連の動的映像に写し出す心臓検査シ
ステムにおける動作修正方法であって、放射性物質を患
者の体内に注入することと、患者の運動中に体内を循環
する前記放射性物賞が放射する放射線を検出することと
、検出した前記放射線をもとに電子信号を生成すること
と、前記電子信号を処理することにより、前記放射性物
質を有する表示部位を示す映像信号を生成すると共に、
前記映像信号を補正することにより、患者の運動動作の
影響をほとんど受けない動的映像を形成することとから
なる。
の患者の血液流を一連の動的映像に写し出す心臓検査シ
ステムにおける動作修正方法であって、放射性物質を患
者の体内に注入することと、患者の運動中に体内を循環
する前記放射性物賞が放射する放射線を検出することと
、検出した前記放射線をもとに電子信号を生成すること
と、前記電子信号を処理することにより、前記放射性物
質を有する表示部位を示す映像信号を生成すると共に、
前記映像信号を補正することにより、患者の運動動作の
影響をほとんど受けない動的映像を形成することとから
なる。
本願第2発明は、運動中の患者の血液流の状態を時間区
分された一連の動的映像に写し出す心臓検査システムに
おける動作修正装置であって、放射性物質を患者に注入
する注入手段と、患者の運動中に体内を循環する前記放
射性物質が放射する放射線を検出する検出手段と、検出
した前記放射線をもとに電子信号を生成する生成手段と
、前記電子信号を処理することにより、前記放射性物質
を有する表示部位を示す映像信号を生成すると共に、前
記映像信号を補正することにより、患者の運動動作の影
響をほとんど受けない動的映像を形成する処理手段とか
らなる。
分された一連の動的映像に写し出す心臓検査システムに
おける動作修正装置であって、放射性物質を患者に注入
する注入手段と、患者の運動中に体内を循環する前記放
射性物質が放射する放射線を検出する検出手段と、検出
した前記放射線をもとに電子信号を生成する生成手段と
、前記電子信号を処理することにより、前記放射性物質
を有する表示部位を示す映像信号を生成すると共に、前
記映像信号を補正することにより、患者の運動動作の影
響をほとんど受けない動的映像を形成する処理手段とか
らなる。
[作用]
患者に注入された放射性物質は、患者の連動中に体内を
循環する。このように、体内を循環する放射性物質が放
射する放射線が検出され、この検出された放射線をもと
に電子信号が生成される。
循環する。このように、体内を循環する放射性物質が放
射する放射線が検出され、この検出された放射線をもと
に電子信号が生成される。
と、前記電子信号を処理することにより、前記放射性物
質を有する表示部位を示す映像信号を生成すると共に、
前記映像信号を補正することにより、患者の運動動作の
影響をほとんど受けない動的映像を形成する [実施例] 第1図には、従来の放射性核種血管造影システム(例え
ば、ハイヤード・アトξノク・システム77)10が大
まかに示されている。このシステムの詳細は米国特許番
号4,267.452に開示されている。第1図におい
て、患者12はベルトランナー(図示せず)などで運動
中であり、従来の多結晶シンチレーション・カメラ(上
記米国特許番号4,267,452参照)などの放射能
検出器l4が所定の位置に配置されて、放射能を検出で
きるようになっている。放射能検出器14は、患者の心
臓系の映像データ・フレームを異なる角度から表示する
ために、様々な向きに配置することができる。図示され
た実施例では、放射能検出器14は患者l2の左心室の
垂直断面映像を表示できるように配置されている。この
場合使用される典型的な放射線としては、例えば、99
mTcパーテクネテート溶液(塩類の“′チェイサ“を
用いることが多い)などの放射性色素(図示せず)から
放射されるガンマ線がよく使われる。
質を有する表示部位を示す映像信号を生成すると共に、
前記映像信号を補正することにより、患者の運動動作の
影響をほとんど受けない動的映像を形成する [実施例] 第1図には、従来の放射性核種血管造影システム(例え
ば、ハイヤード・アトξノク・システム77)10が大
まかに示されている。このシステムの詳細は米国特許番
号4,267.452に開示されている。第1図におい
て、患者12はベルトランナー(図示せず)などで運動
中であり、従来の多結晶シンチレーション・カメラ(上
記米国特許番号4,267,452参照)などの放射能
検出器l4が所定の位置に配置されて、放射能を検出で
きるようになっている。放射能検出器14は、患者の心
臓系の映像データ・フレームを異なる角度から表示する
ために、様々な向きに配置することができる。図示され
た実施例では、放射能検出器14は患者l2の左心室の
垂直断面映像を表示できるように配置されている。この
場合使用される典型的な放射線としては、例えば、99
mTcパーテクネテート溶液(塩類の“′チェイサ“を
用いることが多い)などの放射性色素(図示せず)から
放射されるガンマ線がよく使われる。
放射性色素は従来のファースト・パス放射線核種血管造
影法で用いられているのと同様な方法で患者12の体内
に注入される(米国特許番号4,033,335参照)
。放射性色素から放射される放射線は放射線検出器14
で検出される。その後、放射線検出器14は、患者の体
の特定表示部分から放射される放射能の強さを示す2次
元マトリクスの電子信号=(映像データ・フレーム)1
6を出力する。放射性色素が患者の心臓系を循環する間
に、複数の上記映像データ・フレームが時間の経過に従
って収集される。すると血管造影システム10は電子信
号l6を比較的短い時間で素早く処理して、時間で区分
された複数の映像データ・フレームを形成する。各映像
データ・フレームは、約50ミリ秒間の検出信号により
形威されている。
影法で用いられているのと同様な方法で患者12の体内
に注入される(米国特許番号4,033,335参照)
。放射性色素から放射される放射線は放射線検出器14
で検出される。その後、放射線検出器14は、患者の体
の特定表示部分から放射される放射能の強さを示す2次
元マトリクスの電子信号=(映像データ・フレーム)1
6を出力する。放射性色素が患者の心臓系を循環する間
に、複数の上記映像データ・フレームが時間の経過に従
って収集される。すると血管造影システム10は電子信
号l6を比較的短い時間で素早く処理して、時間で区分
された複数の映像データ・フレームを形成する。各映像
データ・フレームは、約50ミリ秒間の検出信号により
形威されている。
電子信号16は、合計で約1分間にわたり収集される。
複数の映像データ・フレームはさらに処理を施すために
電子メモリに保存されるので、外的な患者の運動動作を
補正するための数々の方法を用いることができる。
電子メモリに保存されるので、外的な患者の運動動作を
補正するための数々の方法を用いることができる。
第2図はに示す部位18(映像データ・フレームの右下
の線で囲んだ部分)の電子信号の全体的な強さを示すヒ
ストグラムである。第2図のヒストグラムは、患者の運
動動作による外的な信号の補正を行う前の全体の信号の
強さの特性を表している。各心拍周期において、このヒ
ストグラムの示す最大値は拡張期の終りにおける血液流
に対応しており、最小値は収縮期の終りに対応している
。
の線で囲んだ部分)の電子信号の全体的な強さを示すヒ
ストグラムである。第2図のヒストグラムは、患者の運
動動作による外的な信号の補正を行う前の全体の信号の
強さの特性を表している。各心拍周期において、このヒ
ストグラムの示す最大値は拡張期の終りにおける血液流
に対応しており、最小値は収縮期の終りに対応している
。
各最大値を結ぶ線は比較的滑らかな曲線を描いているの
に対し、最小値を結ぶ線は相対的に不規則になっている
のが特徴的である。ところが、後述する方法によって運
動動作補正を行った後は、最大値・最小値は共に滑らか
な曲線となっている(補正後の第3図と比較せよ)。ヒ
ストグラムの最小値を結ぶ線がこのように改善されるこ
とは、この発明の運動動作補正の信頼性の高さを証明す
る一つの例である。各心拍周期のその他の時間区分につ
いても、もちろん本発明の方法で処理がなされている。
に対し、最小値を結ぶ線は相対的に不規則になっている
のが特徴的である。ところが、後述する方法によって運
動動作補正を行った後は、最大値・最小値は共に滑らか
な曲線となっている(補正後の第3図と比較せよ)。ヒ
ストグラムの最小値を結ぶ線がこのように改善されるこ
とは、この発明の運動動作補正の信頼性の高さを証明す
る一つの例である。各心拍周期のその他の時間区分につ
いても、もちろん本発明の方法で処理がなされている。
特定の1ケ所の部位だけでなく、心臓系のその他の部位
についてもヒストグラムを作成し、分析を行うことがで
きる。
についてもヒストグラムを作成し、分析を行うことがで
きる。
心臓での血液流の動きを評価する際の運動動作の補正方
法の一つとして、例えば、患者の心臓系に肉体的負荷を
かけることを目的として、患者が連動をすることによっ
て生しる人工的な信号を除去する方法がある。第1図に
示されたファースト・パス放射線核種血管造影システム
lOを使用する際には、運動動作補正は通常2つの範晴
に分けられる。運動量の大きな運動(ベルトランナーで
の激しい運動など)の場合における補正と、運動量の小
さな運動(自転車での軽い運動など)の場合における補
正である。激しい運動の補正については2つの方法が採
用可能であり、それは二重エネルギーの動作補正方法と
、単一エネルギーの動作補正方法である。
法の一つとして、例えば、患者の心臓系に肉体的負荷を
かけることを目的として、患者が連動をすることによっ
て生しる人工的な信号を除去する方法がある。第1図に
示されたファースト・パス放射線核種血管造影システム
lOを使用する際には、運動動作補正は通常2つの範晴
に分けられる。運動量の大きな運動(ベルトランナーで
の激しい運動など)の場合における補正と、運動量の小
さな運動(自転車での軽い運動など)の場合における補
正である。激しい運動の補正については2つの方法が採
用可能であり、それは二重エネルギーの動作補正方法と
、単一エネルギーの動作補正方法である。
二重エネルギーの移動補正方法において、第1及び第2
の同位体源が使用され、移動補正を実行するために同時
に放射線データが集められる。2つの同位体の主要なフ
ォトピークは、所要のフォトピーク信号の分離を強調す
るようにエネルギー解像度を最適化するため、可能な限
りエネルギー的に分離されるべきである。これは第1の
同位体(患者に注入される放射性の染料など)から放射
される放射線と、基準点として作用する第2同位体によ
って放射される放射線との相対的中心を確立するのに望
ましい。好適な実施例では、第1同位体源は99′″T
cであり、主要なフォトピークは140KeVにある。
の同位体源が使用され、移動補正を実行するために同時
に放射線データが集められる。2つの同位体の主要なフ
ォトピークは、所要のフォトピーク信号の分離を強調す
るようにエネルギー解像度を最適化するため、可能な限
りエネルギー的に分離されるべきである。これは第1の
同位体(患者に注入される放射性の染料など)から放射
される放射線と、基準点として作用する第2同位体によ
って放射される放射線との相対的中心を確立するのに望
ましい。好適な実施例では、第1同位体源は99′″T
cであり、主要なフォトピークは140KeVにある。
第2同位体源は”Amの点a(あるいは在来の放射性薬
品等)であり、60KeVに主要なフォトピークを有す
る。上記のような所望の良好な解像度を得るには、一般
には少なくとも50KeVで第■及び第2同位体のフォ
トピークが分離されることが望ましい。基準源、即ち第
2同位体の点il!!20は第1図に示すように患者1
2に装着される。患者12はへルトランナー(図示せず
)上での歩行のような運動をして、心臓系に所定のレベ
ルの肉体的ストレスを与える。
品等)であり、60KeVに主要なフォトピークを有す
る。上記のような所望の良好な解像度を得るには、一般
には少なくとも50KeVで第■及び第2同位体のフォ
トピークが分離されることが望ましい。基準源、即ち第
2同位体の点il!!20は第1図に示すように患者1
2に装着される。患者12はへルトランナー(図示せず
)上での歩行のような運動をして、心臓系に所定のレベ
ルの肉体的ストレスを与える。
所定のストレスレベルに到達すると、放射性の液体、即
ち染料が患者l2に注入される。注入された放射性液体
が患者の心臓系を通ると、放射綿22は患者12から放
射され、検出器、例えば放射線検出器14即ち、第1図
に示す多結晶Nal(Th)カメラ(以下、カメラ14
)によって感知される。
ち染料が患者l2に注入される。注入された放射性液体
が患者の心臓系を通ると、放射綿22は患者12から放
射され、検出器、例えば放射線検出器14即ち、第1図
に示す多結晶Nal(Th)カメラ(以下、カメラ14
)によって感知される。
同時に、カメラ14は第2同位体点源20によって放射
される放射線23を感知する。上述されたように、放射
性液体が患者の心臓系を循環すると、複数の時分割画像
データフレームが生成される。放射性液体によって放射
される放射線22はカメラ24によって感知され、通常
の方法で電子信号16に変換される。これらの電子信号
16はランダムアクセスメモリのような電気的メモリに
格納される。このメモリはフレーム処理用CPU28に
含まれる。同時に、第2同位体の点源20によって放射
される放射線23はカメラ24によって検出され、フレ
ーム処理用CPtJ2 8中のランダムアクセスメモリ
のような電気的メモリに格納可能な参照信号に通常の方
法で変換される。各時分割画像データフレームは、検査
中の患者の心臓系の容量投射領域からの放射線強度の二
次元配列のデータ特性を含む。これらの電子信号l6は
結局、オペレータもしくは診断医による観察用に画像表
示装置に変換人力される。(このようなデータの収集及
び表示については、本件で参照される米国特許第4,2
45.244号に記載のように周知である) 画像データフレームの未加工データはコンピュータシス
テム34に光ファイバー結合32を介して出力される。
される放射線23を感知する。上述されたように、放射
性液体が患者の心臓系を循環すると、複数の時分割画像
データフレームが生成される。放射性液体によって放射
される放射線22はカメラ24によって感知され、通常
の方法で電子信号16に変換される。これらの電子信号
16はランダムアクセスメモリのような電気的メモリに
格納される。このメモリはフレーム処理用CPU28に
含まれる。同時に、第2同位体の点源20によって放射
される放射線23はカメラ24によって検出され、フレ
ーム処理用CPtJ2 8中のランダムアクセスメモリ
のような電気的メモリに格納可能な参照信号に通常の方
法で変換される。各時分割画像データフレームは、検査
中の患者の心臓系の容量投射領域からの放射線強度の二
次元配列のデータ特性を含む。これらの電子信号l6は
結局、オペレータもしくは診断医による観察用に画像表
示装置に変換人力される。(このようなデータの収集及
び表示については、本件で参照される米国特許第4,2
45.244号に記載のように周知である) 画像データフレームの未加工データはコンピュータシス
テム34に光ファイバー結合32を介して出力される。
コンピュータシステム340例としては、アノプル社製
のMACff(商品名)があり、それは在来の光ファイ
バー結合インターフェース36,中央処理装置38,フ
ロッピィディスクユニノト40,内蔵のハードディスク
42及び在来の画像処理カ一150を含む。人出力機能
は通常の方法により、キーボード46.ハードコピー兼
プリンタ48及びビデオモニター50により付与される
。第1園に示すように、光電気データ集合格納装置52
はコンピュータシステム34に結合されている。
のMACff(商品名)があり、それは在来の光ファイ
バー結合インターフェース36,中央処理装置38,フ
ロッピィディスクユニノト40,内蔵のハードディスク
42及び在来の画像処理カ一150を含む。人出力機能
は通常の方法により、キーボード46.ハードコピー兼
プリンタ48及びビデオモニター50により付与される
。第1園に示すように、光電気データ集合格納装置52
はコンピュータシステム34に結合されている。
コンピュータシステム34は未加工の画像データフレー
ム情報に基づいて動作して、外来のノイズ及びハンクグ
ラウンドの補正を行い、患者の動きの影響を取り除く。
ム情報に基づいて動作して、外来のノイズ及びハンクグ
ラウンドの補正を行い、患者の動きの影響を取り除く。
外来ノイズ及びハシクグラウンドは参照信号30及び電
子信号16の両方から除去できる。第2回位体源20に
伴う参照信号30は時分割画像データフレームの基準を
決定することによってハソクグラウンドノイズのために
処理される。この演算に必要な数学的操作はこの明細書
に付録として含まれるコンピュータソフトウェアを使用
することによって遂行される。患者の動きに伴う実証デ
ータ及びその補正形態も付録の一部として含まれている
。
子信号16の両方から除去できる。第2回位体源20に
伴う参照信号30は時分割画像データフレームの基準を
決定することによってハソクグラウンドノイズのために
処理される。この演算に必要な数学的操作はこの明細書
に付録として含まれるコンピュータソフトウェアを使用
することによって遂行される。患者の動きに伴う実証デ
ータ及びその補正形態も付録の一部として含まれている
。
前記ハンクグラウンドをゼロに設定するために種々の方
法がために選ばれる。例えば、コンピュータソフトウエ
アとともにコンピュータシステム34を使用して、画像
表示器50に参照信号30の未加工値を表示させる。選
択された幅及び高さを有する矩形枠が、第2同位体′a
20の表示部分に伴う参照信号30の中心に配置される
。この枠外における画像データフレーム中のすべての値
の参照信号はゼロに設定される。枠の幅及び高さは通常
、第2同位体源30に結合されたすべての参照信号30
が包括されることを保証するように制定される。
法がために選ばれる。例えば、コンピュータソフトウエ
アとともにコンピュータシステム34を使用して、画像
表示器50に参照信号30の未加工値を表示させる。選
択された幅及び高さを有する矩形枠が、第2同位体′a
20の表示部分に伴う参照信号30の中心に配置される
。この枠外における画像データフレーム中のすべての値
の参照信号はゼロに設定される。枠の幅及び高さは通常
、第2同位体源30に結合されたすべての参照信号30
が包括されることを保証するように制定される。
ハノクグラウンドをゼロにする第2の方法は、すべての
画像データフレームにわたる第2同位体源20からの参
照信号30の基準点についての最大及び最小可動域の大
きさを決定することをを含む。すべての値の参照信号3
0は矩形枠の大きさの範囲外ではゼロに設定され、この
枠の範囲は基準点に対する+x,−x, 十y,及び−
yの最大絶対値の可動域によって設定される。
画像データフレームにわたる第2同位体源20からの参
照信号30の基準点についての最大及び最小可動域の大
きさを決定することをを含む。すべての値の参照信号3
0は矩形枠の大きさの範囲外ではゼロに設定され、この
枠の範囲は基準点に対する+x,−x, 十y,及び−
yの最大絶対値の可動域によって設定される。
本発明の一実施例において、ある処理ステップでは、放
射線がガンマ又は励起X線である場合、周知のコンプト
ン走査戒分を除去する走査補正を遂行することによって
未加工データが処理される。
射線がガンマ又は励起X線である場合、周知のコンプト
ン走査戒分を除去する走査補正を遂行することによって
未加工データが処理される。
更に、ノイズろ別処理ステップが遂行される。コンプト
ン走査は、放射性液体から放射される放射線22に伴う
電子信号の一定戒分である闇値レベルを設定することに
より、補正される。この闇値レベルは参照信号30から
減算される。そして、通常コンプトン走査の影響を充分
に除去したり真の信号を除去しないようにする闇値レベ
ルを選択することは、使用者の判断の問題である。ノイ
ズろ別ステップは電気的ノイズと本来のパックグラウン
ド放射線ノイズとの除去に関連する。このステップでは
、電子信号20のピークデータ値は、コンブトン走査に
ついて補正された各々の参照画像データフレームについ
て決定される。ピーク値の特定部分以下の電子信号のい
くらかの部分はゼロに設定される。
ン走査は、放射性液体から放射される放射線22に伴う
電子信号の一定戒分である闇値レベルを設定することに
より、補正される。この闇値レベルは参照信号30から
減算される。そして、通常コンプトン走査の影響を充分
に除去したり真の信号を除去しないようにする闇値レベ
ルを選択することは、使用者の判断の問題である。ノイ
ズろ別ステップは電気的ノイズと本来のパックグラウン
ド放射線ノイズとの除去に関連する。このステップでは
、電子信号20のピークデータ値は、コンブトン走査に
ついて補正された各々の参照画像データフレームについ
て決定される。ピーク値の特定部分以下の電子信号のい
くらかの部分はゼロに設定される。
一方、閾値レベル以上のデータ値は変更されることなく
そのまま残される。このステップは通常のコンピュータ
ソフトウエアを使用して遂行される。
そのまま残される。このステップは通常のコンピュータ
ソフトウエアを使用して遂行される。
画像データフレームを処理する次のステップは、各々の
画像データフレームについてバックグラウンド及びノイ
ズ補正の行われた参照信号30の面積基準(area
centroid)を決定することである。参照信号
についての平均的基準はその後採用された参照画像デー
タフレームのすべてについて演算される。電子信号16
を含み、かつ放射性液体から生しる各々の画像データフ
レームは再配列される。患者の動きに応して補正された
所望の最終画像信号は、電子信号16を、特定の参照信
号30の画像データフレームの基準点と参照信号30の
対応する平均基準点との間の増分空間差だけ移動するこ
とによって得られる。
画像データフレームについてバックグラウンド及びノイ
ズ補正の行われた参照信号30の面積基準(area
centroid)を決定することである。参照信号
についての平均的基準はその後採用された参照画像デー
タフレームのすべてについて演算される。電子信号16
を含み、かつ放射性液体から生しる各々の画像データフ
レームは再配列される。患者の動きに応して補正された
所望の最終画像信号は、電子信号16を、特定の参照信
号30の画像データフレームの基準点と参照信号30の
対応する平均基準点との間の増分空間差だけ移動するこ
とによって得られる。
前記したように、運動量の多い患者の動作は、単一のエ
ネルギー測定方法によって行われ得る。
ネルギー測定方法によって行われ得る。
この方向によれば、第1アイソトープ発信源のみが使用
され、第2の発信源は設けられていない。
され、第2の発信源は設けられていない。
電子信号16は放射性溶液によって発信される発光と関
連し、同電子信号l6は既に説明した二重エネルギー測
定方法における方法と問様の方法により、カメラl4に
て検知される。前記単一のエンルギー測定方法において
は、未修正の電子信号16は、ビデオモニタ50に画像
データフレームとして表示される。従来におけるコンピ
ュータのソフトウエアを使用してコンピュータシステム
34を使用すれば、患者12の所望監視部位18、例え
ば心室を包囲するように電子信号を出力して、使用者は
心室を表示することが可能となる。
連し、同電子信号l6は既に説明した二重エネルギー測
定方法における方法と問様の方法により、カメラl4に
て検知される。前記単一のエンルギー測定方法において
は、未修正の電子信号16は、ビデオモニタ50に画像
データフレームとして表示される。従来におけるコンピ
ュータのソフトウエアを使用してコンピュータシステム
34を使用すれば、患者12の所望監視部位18、例え
ば心室を包囲するように電子信号を出力して、使用者は
心室を表示することが可能となる。
患者l2の心臓系を放射性溶液が通過すると、第2図に
示すようなヒストグラムができる。このヒストグラムに
は心臓の鼓動に対応して複数のピークが現れる。
示すようなヒストグラムができる。このヒストグラムに
は心臓の鼓動に対応して複数のピークが現れる。
この後、使用者はこれら複数の鼓動のうちで、最初及び
最後の鼓動を代表的部分として選択する。
最後の鼓動を代表的部分として選択する。
ヒストグラムにおいて複数の鼓動のうち、これら選択さ
れた部分は、jリボフェイズ(livo phase)
』とよばれ、患者が前記したような肉体使用時ににおけ
る心臓監視システムの分析について最も代表的なデータ
である。そして、使用者は更に、リボフェイズのうちか
ら1つの鼓動を選択し、複合的(又は代表的)心臓画像
データフレームは、代表的鼓動が行われる間に蓄積され
た全ての電子信号l6を加算することにより発生される
。
れた部分は、jリボフェイズ(livo phase)
』とよばれ、患者が前記したような肉体使用時ににおけ
る心臓監視システムの分析について最も代表的なデータ
である。そして、使用者は更に、リボフェイズのうちか
ら1つの鼓動を選択し、複合的(又は代表的)心臓画像
データフレームは、代表的鼓動が行われる間に蓄積され
た全ての電子信号l6を加算することにより発生される
。
前記した動作の後に、闇値バックランド信号(thre
shold background signal)が
使用者によって選択され、閾値バックグランドに関する
データは代表的画像データフレ及びリボフェイズの画像
データフレームから除去される。この後、動作除去のた
め複合エネルギーの処理方法と同様な方法により、余計
なノイズが除去される。一旦、バックグランド及びノイ
ズの修正が行われると、代表的画像データフレーム及び
リボフェイズの画像データフレームのために基準点が決
定される。画像データフレームを形成する電子信号16
の特別な位置は、各画像データフレームの中心を複合画
像データフレームに移動させることにより、位置が変更
される。これら、位置変更されたデータの値は、動作を
修正するめの所望のビデオ信号である。
shold background signal)が
使用者によって選択され、閾値バックグランドに関する
データは代表的画像データフレ及びリボフェイズの画像
データフレームから除去される。この後、動作除去のた
め複合エネルギーの処理方法と同様な方法により、余計
なノイズが除去される。一旦、バックグランド及びノイ
ズの修正が行われると、代表的画像データフレーム及び
リボフェイズの画像データフレームのために基準点が決
定される。画像データフレームを形成する電子信号16
の特別な位置は、各画像データフレームの中心を複合画
像データフレームに移動させることにより、位置が変更
される。これら、位置変更されたデータの値は、動作を
修正するめの所望のビデオ信号である。
本発明の別の態様においては、既に説明した負荷の大き
な運動と比較して負荷が小さい動作に関する患者の余計
な動作に関するデータを除去し得る。この方法は、例え
ば患者12が運動用自転車を使用していたり、他の緩慢
な運動を行っている等の場合に採用される。この方法は
、前記したような技術により、激しい運動のために既に
修正さた患者データにおける次段のよりきめ細かな修正
として使用され得る。
な運動と比較して負荷が小さい動作に関する患者の余計
な動作に関するデータを除去し得る。この方法は、例え
ば患者12が運動用自転車を使用していたり、他の緩慢
な運動を行っている等の場合に採用される。この方法は
、前記したような技術により、激しい運動のために既に
修正さた患者データにおける次段のよりきめ細かな修正
として使用され得る。
この運動量の少ない動作に関するデータを除去する方法
論において、電子信号16は前述した方法と同様の方法
により発生され、かつ収拾される得る。また、バックグ
ランドノイズの除去は、前述した方法と同様の方法によ
り行われる。この修正の典型的方法は使用者が、選択し
たlつの代表的鼓動及び監視されている心臓系の表示さ
れた画像の外部にノイズが消える信号レベルを発生させ
る最終心弛緩画像を見ることにより、閾値の断片のカッ
トオフレベルを選択する。
論において、電子信号16は前述した方法と同様の方法
により発生され、かつ収拾される得る。また、バックグ
ランドノイズの除去は、前述した方法と同様の方法によ
り行われる。この修正の典型的方法は使用者が、選択し
たlつの代表的鼓動及び監視されている心臓系の表示さ
れた画像の外部にノイズが消える信号レベルを発生させ
る最終心弛緩画像を見ることにより、閾値の断片のカッ
トオフレベルを選択する。
本実施例においては、画素データの数を20X20から
80X80に増加さるため、電子信号16の全ての画像
データフレームは周知の方法により書換えられ、この書
換えられた画素データの数はフレーム処理装置のCPU
2Bのメモリユニットに格納される。心臓の鼓動の表示
における最終心弛緩画像データ及び最終心収縮画像デー
タを書換えるために、闇値レベルが使用される。各代表
サイクル画像データフレームは、リボフェイズにおける
複数の鼓動から出力される電子信号16を加算すること
により発生される統合電子信号より構威されるている。
80X80に増加さるため、電子信号16の全ての画像
データフレームは周知の方法により書換えられ、この書
換えられた画素データの数はフレーム処理装置のCPU
2Bのメモリユニットに格納される。心臓の鼓動の表示
における最終心弛緩画像データ及び最終心収縮画像デー
タを書換えるために、闇値レベルが使用される。各代表
サイクル画像データフレームは、リボフェイズにおける
複数の鼓動から出力される電子信号16を加算すること
により発生される統合電子信号より構威されるている。
使用者は、ノイズ及びパックグランドの修正の後に、各
画像データフレームの境界線における最終心弛緩及び最
終心収縮のマスク特性をビデオモニタ50上に発生させ
ることが可能になる。さらに、使用者は最終心弛緩及び
最終心収縮のマスクを結合させることにより、複合マス
クを創造する。
画像データフレームの境界線における最終心弛緩及び最
終心収縮のマスク特性をビデオモニタ50上に発生させ
ることが可能になる。さらに、使用者は最終心弛緩及び
最終心収縮のマスクを結合させることにより、複合マス
クを創造する。
使用者はコンピュータ34を使用し、複合マスク外にお
いて電子信号16の全てのデータ値をゼロにすることに
より、複合マスクをリボフェーズの全画像データフレー
ムに適用する。そして、電子信号16においてこのよう
にマスクされた画像データフレームの画素の値は20x
20に再度書換えられ、この20x20の画像データフ
レームのための基準点が算出される。
いて電子信号16の全てのデータ値をゼロにすることに
より、複合マスクをリボフェーズの全画像データフレー
ムに適用する。そして、電子信号16においてこのよう
にマスクされた画像データフレームの画素の値は20x
20に再度書換えられ、この20x20の画像データフ
レームのための基準点が算出される。
複合マスクは、加算された複数の鼓動の特徴的な小時間
により作り上げられた代表的或いは複合画像データフレ
ームに適用される。この工程の後に、複数の代表的画像
データフレームの画素の値が20x20に再度書換えら
れる。前記電子信号16の各画像データフレームの基準
点は、対応して連携(鼓動と同一の相において)する代
表的画像データフレームの基準点に移動される。この基
準点の移動にて所望の動作修正が行われ、ビデオ信号(
電子信号16の動作修正形式)が得られる。
により作り上げられた代表的或いは複合画像データフレ
ームに適用される。この工程の後に、複数の代表的画像
データフレームの画素の値が20x20に再度書換えら
れる。前記電子信号16の各画像データフレームの基準
点は、対応して連携(鼓動と同一の相において)する代
表的画像データフレームの基準点に移動される。この基
準点の移動にて所望の動作修正が行われ、ビデオ信号(
電子信号16の動作修正形式)が得られる。
従って、最終心弛緩画像データフレームを生成する複数
の電子信号l6の基準点は、代表的画像データフレーム
の最終心弛緩の基準点に移行される。
の電子信号l6の基準点は、代表的画像データフレーム
の最終心弛緩の基準点に移行される。
この機能性は、複数の鼓動の互いに関連する相のために
容易に得られる。
容易に得られる。
第2図及び第3図は、動作修正の実行前と実行後を示す
グラフである。データ品質の改良を示す主なものは、複
数の鼓動における最小部の線の流れが円滑になっている
。また、図面において、最上部では動作修正の長所を示
すものではない。これらの図面に関するデータは添付書
類において詳しく述べられている。
グラフである。データ品質の改良を示す主なものは、複
数の鼓動における最小部の線の流れが円滑になっている
。また、図面において、最上部では動作修正の長所を示
すものではない。これらの図面に関するデータは添付書
類において詳しく述べられている。
上述した発明の他の形式において、患者の体の動きを補
正する方法は、最初の通過放射性核種の血管像映法より
他の、例えばゲート付き平衡放射性核種血管像映法ある
いは心筋還流像映法(例えば本件で引用される米国特許
第4,585,008号に開示された方法及び装置参照
)を遂行する場合に導入される人為構造を除去するよう
に拡張することもできる。
正する方法は、最初の通過放射性核種の血管像映法より
他の、例えばゲート付き平衡放射性核種血管像映法ある
いは心筋還流像映法(例えば本件で引用される米国特許
第4,585,008号に開示された方法及び装置参照
)を遂行する場合に導入される人為構造を除去するよう
に拡張することもできる。
このような方法では、自発的にあるいは不随意に、患者
の咳等により動かされる患者の体内で、動的な流体流(
例えば液体又は気体)の画像データフレームを発生させ
るのに使用できる。流体流の特性についてのデータは、
患者の体内の放射性流体からのみならず、X線を吸収す
る対照媒体(例えばハリウム含有物It)を患者に注入
したり、患者にガンマ線や微粒子(中性子,プロトン,
ポジトロン等)を通過させたりする他の在来のX線撮影
法からも得られる。X線.ガンマ線あるいは微粒子の供
給源は用意に利用でき、第1図に示すシステムに付加す
ることができる。そのようなシステムの一例が本件にて
参照した米国特許第4,483,342号に述べられて
いる。これらの放射線は適当な検出器、例えば、ソリツ
ドステイト検出器や核微粒子検出器などによって一般的
に感知される。電子信号16が検出器によって生成され
ると、データ解析及び患者の動き除去についての本発明
の有利な方法を上述したように適用できる。
の咳等により動かされる患者の体内で、動的な流体流(
例えば液体又は気体)の画像データフレームを発生させ
るのに使用できる。流体流の特性についてのデータは、
患者の体内の放射性流体からのみならず、X線を吸収す
る対照媒体(例えばハリウム含有物It)を患者に注入
したり、患者にガンマ線や微粒子(中性子,プロトン,
ポジトロン等)を通過させたりする他の在来のX線撮影
法からも得られる。X線.ガンマ線あるいは微粒子の供
給源は用意に利用でき、第1図に示すシステムに付加す
ることができる。そのようなシステムの一例が本件にて
参照した米国特許第4,483,342号に述べられて
いる。これらの放射線は適当な検出器、例えば、ソリツ
ドステイト検出器や核微粒子検出器などによって一般的
に感知される。電子信号16が検出器によって生成され
ると、データ解析及び患者の動き除去についての本発明
の有利な方法を上述したように適用できる。
以上詳述したように、この発明は、人間の心臓系内の血
液流の診断用映像に患者の運動動作が及ぼす影響を補正
することのでき、かつ患者の心臓系を流れる放射性色素
の動的映像から患者の運動動作の影響を取り除くことが
できる。
液流の診断用映像に患者の運動動作が及ぼす影響を補正
することのでき、かつ患者の心臓系を流れる放射性色素
の動的映像から患者の運動動作の影響を取り除くことが
できる。
第1図は放射性核種の血管像映法システムの機能的ブロ
ック図である。 第2図は指定されたリボ相における複数の心臓の鼓動に
ついての電子信号の大きさの動き補正以前のグラフを示
す。 第3図は指定されたリボ相における複数の心臓の鼓動に
ついての電子信号の大きさの動き補正後のグラフを示す
。 注入手段・・・20、検出手段としてのカメラ・・・1
4,24、生成手段・・・28、処理手段・・・34。
ック図である。 第2図は指定されたリボ相における複数の心臓の鼓動に
ついての電子信号の大きさの動き補正以前のグラフを示
す。 第3図は指定されたリボ相における複数の心臓の鼓動に
ついての電子信号の大きさの動き補正後のグラフを示す
。 注入手段・・・20、検出手段としてのカメラ・・・1
4,24、生成手段・・・28、処理手段・・・34。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、運動中の患者の血液流を一連の動的映像に写し出す
心臓検査システムにおける動作修正方法であって、 放射性物質を患者の体内に注入することと、患者の運動
中に体内を循環する前記放射性物質が放射する放射線を
検出することと、 検出した前記放射線をもとに電子信号を生成することと
、 前記電子信号を処理することにより、前記放射性物質を
有する表示部位を示す映像信号を生成すると共に、前記
映像信号を補正することにより、患者の運動動作の影響
をほとんど受けない動的映像を形成すること とからなる心臓検査システムにおける動作修正方法。 2、運動中の患者の血液流の状態を時間区分された一連
の動的映像に写し出す心臓検査システムにおける動作修
正装置であって、 放射性物質を患者に注入する注入手段と、 患者の運動中に体内を循環する前記放射性物質が放射す
る放射線を検出する検出手段と、検出した前記放射線を
もとに電子信号を生成する生成手段と、 前記電子信号を処理することにより、前記放射性物質を
有する表示部位を示す映像信号を生成すると共に、前記
映像信号を補正することにより、患者の運動動作の影響
をほとんど受けない動的映像を形成する処理手段とから なることを特徴とする心臓検査システムにおける動作修
正装置。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US409,249 | 1989-09-19 | ||
US07/409,249 US5103823A (en) | 1989-09-19 | 1989-09-19 | Motion correction in cardiology inspection systems |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH03206991A true JPH03206991A (ja) | 1991-09-10 |
JP3081881B2 JP3081881B2 (ja) | 2000-08-28 |
Family
ID=23619704
Family Applications (1)
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