JP2000262519A - 心拍ゲート式コンピュータ断層撮影システム - Google Patents
心拍ゲート式コンピュータ断層撮影システムInfo
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-
- 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
-
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- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 Ｘ線の照射及びデータの収集を心臓周期に同
期させて、画質を向上させるイメージング・システムを
提供する。 【解決手段】 本発明のイメージング・システム（１
０）は、一実施態様では、選択される心拍期間を決定す
ると共にこの選択された期間中でのＸ線ビーム（１６）
の発生を制御する同期ユニット（１００）を利用する。
Ｘ線ビームが検出器（１８）に向かって照射されると
き、あるビュー角度でデータが収集される。心臓が周期
的に運動し続けるにつれて、一連のビュー角度でのデー
タを収集して、選択された期間中の心臓の画像が形成さ
れるようにする。
期させて、画質を向上させるイメージング・システムを
提供する。 【解決手段】 本発明のイメージング・システム（１
０）は、一実施態様では、選択される心拍期間を決定す
ると共にこの選択された期間中でのＸ線ビーム（１６）
の発生を制御する同期ユニット（１００）を利用する。
Ｘ線ビームが検出器（１８）に向かって照射されると
き、あるビュー角度でデータが収集される。心臓が周期
的に運動し続けるにつれて、一連のビュー角度でのデー
タを収集して、選択された期間中の心臓の画像が形成さ
れるようにする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は一般的には、コンピ
ュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングに関し、より具体
的には、心拍ゲート式ＣＴシステムに関する。
ュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングに関し、より具体
的には、心拍ゲート式ＣＴシステムに関する。
【０００２】
【発明の背景】少なくとも１つの公知のコンピュータ断
層撮影（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Ｘ−Ｙ平面であって、一
般に「イメージング平面」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、患者のような
イメージング対象の物体を通過する。ビームは、物体に
よって減弱された後に、放射線検出器の配列（アレイ）
に入射する。検出器アレイの所で受け取られる減弱した
ビーム放射線の強度は、物体による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は、検出
器の位置におけるビーム減弱の測定値である個別の電気
信号を発生する。すべての検出器からの減弱測定値が別
々に取得されて、透過プロファイルを形成する。
層撮影（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Ｘ−Ｙ平面であって、一
般に「イメージング平面」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、患者のような
イメージング対象の物体を通過する。ビームは、物体に
よって減弱された後に、放射線検出器の配列（アレイ）
に入射する。検出器アレイの所で受け取られる減弱した
ビーム放射線の強度は、物体による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は、検出
器の位置におけるビーム減弱の測定値である個別の電気
信号を発生する。すべての検出器からの減弱測定値が別
々に取得されて、透過プロファイルを形成する。
【０００３】公知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源
及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが物体と交差する角度
が定常的に変化するように、イメージング平面内でイメ
ージングされるべき物体の周りをガントリと共に回転す
る。１つのガントリ角度における検出器アレイからの一
群のＸ線減弱測定値（即ち、投影データ）を「ビュー」
と呼ぶ。物体の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検
出器が１回転する間に様々なガントリ角度（即ち、ビュ
ー角度）において形成される１組のビューで構成されて
いる。アキシャル・スキャン（軸方向走査）の場合に
は、投影データを処理して、物体を通して得られる２次
元スライスに対応する画像を構成する。１組の投影デー
タから画像を再構成する１つの方法は、当業界でフィル
タ補正逆投影（filtered back projection）法と呼ばれ
ている。この手法は、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」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
示装置上の対応するピクセルの輝度を制御するものであ
る。
及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが物体と交差する角度
が定常的に変化するように、イメージング平面内でイメ
ージングされるべき物体の周りをガントリと共に回転す
る。１つのガントリ角度における検出器アレイからの一
群のＸ線減弱測定値（即ち、投影データ）を「ビュー」
と呼ぶ。物体の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検
出器が１回転する間に様々なガントリ角度（即ち、ビュ
ー角度）において形成される１組のビューで構成されて
いる。アキシャル・スキャン（軸方向走査）の場合に
は、投影データを処理して、物体を通して得られる２次
元スライスに対応する画像を構成する。１組の投影デー
タから画像を再構成する１つの方法は、当業界でフィル
タ補正逆投影（filtered back projection）法と呼ばれ
ている。この手法は、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」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
示装置上の対応するピクセルの輝度を制御するものであ
る。
【０００４】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）を行うこともできる。「ヘリ
カル」・スキャンを行うためには、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、１回のファン・ビーム・ヘリカル・スキャ
ンから単一の螺旋を形成する。ファン・ビームによって
悉くマッピング（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。
ル」スキャン（螺旋走査）を行うこともできる。「ヘリ
カル」・スキャンを行うためには、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、１回のファン・ビーム・ヘリカル・スキャ
ンから単一の螺旋を形成する。ファン・ビームによって
悉くマッピング（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。
【０００５】公知のＣＴシステムでは、投影データをヘ
リカル・スキャン又はアキシャル・スキャンから収集し
て、患者の体内の区域（即ち、器官）の画像の一連のフ
レームを形成する。１つのフレームは、イメージング対
象の物体（例えば、患者）を通過して得られる２次元の
スライスに相当する。典型的には、操作者は、運動に起
因する画像の劣化を最小にするために、各々のフレーム
を形成するのに必要な時間を最短にしようとする。
リカル・スキャン又はアキシャル・スキャンから収集し
て、患者の体内の区域（即ち、器官）の画像の一連のフ
レームを形成する。１つのフレームは、イメージング対
象の物体（例えば、患者）を通過して得られる２次元の
スライスに相当する。典型的には、操作者は、運動に起
因する画像の劣化を最小にするために、各々のフレーム
を形成するのに必要な時間を最短にしようとする。
【０００６】少なくとも１つの公知のＣＴシステムで
は、患者の心臓の画像を形成すると共に精査して、いく
つかの種類の状態を識別する。しかしながら、心臓及び
血液の運動の結果として、心臓の画像はボケを生ずる。
ボケが生ずると、心臓内の状態を識別することが困難に
なる。
は、患者の心臓の画像を形成すると共に精査して、いく
つかの種類の状態を識別する。しかしながら、心臓及び
血液の運動の結果として、心臓の画像はボケを生ずる。
ボケが生ずると、心臓内の状態を識別することが困難に
なる。
【０００７】画像の品質を向上させるために、心臓周期
の選択された期間中にデータを収集するイメージング・
システムを提供することが望ましい。また、患者へのＸ
線量を減少させるようにＸ線の照射を制御する上述のよ
うなシステムを提供することも望ましい。
の選択された期間中にデータを収集するイメージング・
システムを提供することが望ましい。また、患者へのＸ
線量を減少させるようにＸ線の照射を制御する上述のよ
うなシステムを提供することも望ましい。
【０００８】
【発明の概要】これらの課題及びその他の課題は、一実
施態様では、向上した画質を提供するためにＸ線の照射
及びデータの収集を心臓周期の選択された部分に同期さ
せるイメージング・システムによって達成することがで
きる。典型的な実施態様では、このイメージング・シス
テムは、心臓周期の選択された期間を決定すると共にこ
の選択された期間中にＸ線ビームの短いバーストを発生
する同期ユニットを利用する。Ｘ線ビームが検出器アレ
イに向かって照射されるとき、あるビュー角度でのデー
タが収集される。心臓が周期的に運動し続けるのにつれ
て、一連のビュー角度でデータを収集して、選択された
期間中の心臓の完全な画像が形成されるようにする。
施態様では、向上した画質を提供するためにＸ線の照射
及びデータの収集を心臓周期の選択された部分に同期さ
せるイメージング・システムによって達成することがで
きる。典型的な実施態様では、このイメージング・シス
テムは、心臓周期の選択された期間を決定すると共にこ
の選択された期間中にＸ線ビームの短いバーストを発生
する同期ユニットを利用する。Ｘ線ビームが検出器アレ
イに向かって照射されるとき、あるビュー角度でのデー
タが収集される。心臓が周期的に運動し続けるのにつれ
て、一連のビュー角度でデータを収集して、選択された
期間中の心臓の完全な画像が形成されるようにする。
【０００９】上述のイメージング・システムは、心臓周
期の選択された期間中にデータを収集して、画質を向上
させる。加えて、このイメージング・システムは、Ｘ線
ビームの照射を制御して、患者へのＸ線量を減少させ
る。
期の選択された期間中にデータを収集して、画質を向上
させる。加えて、このイメージング・システムは、Ｘ線
ビームの照射を制御して、患者へのＸ線量を減少させ
る。
【００１０】
【発明の詳しい説明】図１及び図２について説明する。
同図には、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング
・システム１０が、「第３世代」ＣＴスキャナにおいて
典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。
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の対向する側に設け
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、検出器素子２０によって形成されてお
り、検出器素子２０は全体で、患者２２を通過する投射
されたＸ線を感知する。検出器アレイ１８は、単一スラ
イス構成として作製されていてもよいし、又はマルチス
ライス構成として作製されていてもよい。各々の検出器
素子２０は、入射Ｘ線ビームの強度を表す電気信号、従
って患者２２を通過する際のビームの減弱量を表す電気
信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための１回
の走査の間に、ガントリ１２及びこのガントリ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。
同図には、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング
・システム１０が、「第３世代」ＣＴスキャナにおいて
典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。
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の対向する側に設け
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、検出器素子２０によって形成されてお
り、検出器素子２０は全体で、患者２２を通過する投射
されたＸ線を感知する。検出器アレイ１８は、単一スラ
イス構成として作製されていてもよいし、又はマルチス
ライス構成として作製されていてもよい。各々の検出器
素子２０は、入射Ｘ線ビームの強度を表す電気信号、従
って患者２２を通過する際のビームの減弱量を表す電気
信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための１回
の走査の間に、ガントリ１２及びこのガントリ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。
【００１１】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によって制御され
ている。制御機構２６は、Ｘ線制御装置２８とガントリ
・モータ制御装置３０とを含んでいる。Ｘ線制御装置２
８はＸ線源１４に対して電力信号及びタイミング信号を
供給し、ガントリ・モータ制御装置３０は、ガントリ１
２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、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。画像再構成装置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。
は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御され
ている。制御機構２６は、Ｘ線制御装置２８とガントリ
・モータ制御装置３０とを含んでいる。Ｘ線制御装置２
８はＸ線源１４に対して電力信号及びタイミング信号を
供給し、ガントリ・モータ制御装置３０は、ガントリ１
２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、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。画像再構成装置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。
【００１２】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、操作者からコマンド（命
令）及び走査用パラメータを受け取る。付設されている
陰極線管表示装置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。操作者が供給したコマンド及び
パラメータは、コンピュータ３６によって用いられて、
ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８及びガントリ・モータ制
御装置３０へ制御信号及び情報を供給する。加えて、コ
ンピュータ３６は、モータ駆動式テーブル４６を制御す
るテーブル・モータ制御装置４４を動作させて、患者２
２をガントリ１２内に配置する。具体的には、テーブル
４６は、患者２２の一部をガントリ開口４８の中に移動
させる。
するコンソール４０を介して、操作者からコマンド（命
令）及び走査用パラメータを受け取る。付設されている
陰極線管表示装置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。操作者が供給したコマンド及び
パラメータは、コンピュータ３６によって用いられて、
ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８及びガントリ・モータ制
御装置３０へ制御信号及び情報を供給する。加えて、コ
ンピュータ３６は、モータ駆動式テーブル４６を制御す
るテーブル・モータ制御装置４４を動作させて、患者２
２をガントリ１２内に配置する。具体的には、テーブル
４６は、患者２２の一部をガントリ開口４８の中に移動
させる。
【００１３】本発明の一実施例では、同期ユニット、即
ち同期回路１００を用いて、Ｘ線ビームの短いバースト
を患者の心臓周期の選択された位置（即ち、選択された
期間）に生ずるように同期させる。次いで、一連のこれ
らのＸ線の短いバーストから収集されたデータを用い
て、物体の画像を形成する。画像は、心臓周期の選択さ
れた期間中の物体の完全な画像を提供する。この結果、
例えば、心臓の静止期間中のデータを収集することによ
り、画質が向上する。
ち同期回路１００を用いて、Ｘ線ビームの短いバースト
を患者の心臓周期の選択された位置（即ち、選択された
期間）に生ずるように同期させる。次いで、一連のこれ
らのＸ線の短いバーストから収集されたデータを用い
て、物体の画像を形成する。画像は、心臓周期の選択さ
れた期間中の物体の完全な画像を提供する。この結果、
例えば、心臓の静止期間中のデータを収集することによ
り、画質が向上する。
【００１４】より詳しく述べると、回路１００は、患者
２２の心臓の電気的活性度を測定又は検出して、患者の
心臓周期を決定する。一実施例では、患者２２に取り付
けられている少なくとも１つの電極からの出力信号を電
子的増幅器（図示されていない）へ結合し、この電子的
増幅器が心臓周期信号を発生する。心臓周期信号は、例
えば、当業界で公知のＥＫＧ（心電図）システム又は運
動モニタ（exercise monitor）によって発生することが
できる。例えば、図３に示すように、ＥＫＧシステム
は、少なくとも１つの電極出力信号を用いて心臓周期信
号波形を発生する。この心臓周期信号波形は、心臓の心
収縮状態（即ち、心収縮期）と、心拡張状態（即ち、心
拡張期）とを含む１心拍周期を示している。Ｑ、Ｒ及び
Ｓと参照符号を付した信号の部分は、ＱＲＳ波と呼ばれ
ており、ここで、Ｒの特徴部（即ち、Ｒ波）が信号全体
のうち最も顕著で且つ最大振幅を有する特徴部となって
いる。心拍周期は典型的には、Ｒ波で開始し、次のＲ波
の発生まで継続するものとして定義される。
２２の心臓の電気的活性度を測定又は検出して、患者の
心臓周期を決定する。一実施例では、患者２２に取り付
けられている少なくとも１つの電極からの出力信号を電
子的増幅器（図示されていない）へ結合し、この電子的
増幅器が心臓周期信号を発生する。心臓周期信号は、例
えば、当業界で公知のＥＫＧ（心電図）システム又は運
動モニタ（exercise monitor）によって発生することが
できる。例えば、図３に示すように、ＥＫＧシステム
は、少なくとも１つの電極出力信号を用いて心臓周期信
号波形を発生する。この心臓周期信号波形は、心臓の心
収縮状態（即ち、心収縮期）と、心拡張状態（即ち、心
拡張期）とを含む１心拍周期を示している。Ｑ、Ｒ及び
Ｓと参照符号を付した信号の部分は、ＱＲＳ波と呼ばれ
ており、ここで、Ｒの特徴部（即ち、Ｒ波）が信号全体
のうち最も顕著で且つ最大振幅を有する特徴部となって
いる。心拍周期は典型的には、Ｒ波で開始し、次のＲ波
の発生まで継続するものとして定義される。
【００１５】心機能は、心収縮期及び心拡張期と呼ばれ
る２つの異なる期間によって特徴付けられる。心収縮期
には、心筋は、左心室の体積を収縮させて、大動脈弁を
通して内容物をポンプ作用で押し出す。心拡張状態、即
ち心拡張期中には、左心室は僧帽弁を通して満たされ
る。心収縮期の末期には、左心室は血液をポンプ作用で
押し出すように収縮し終わっているので、最小の体積を
有する。心拡張期の末期は、左心室はポンプ作用で押し
出される直前の血液で満たされているので、最大の体積
を有する点となる。心拡張期中には、心臓は比較的無運
動状態にあり、制限された運動の結果として、この期間
中に収集されるデータから形成される画像をより明瞭に
することができる。
る２つの異なる期間によって特徴付けられる。心収縮期
には、心筋は、左心室の体積を収縮させて、大動脈弁を
通して内容物をポンプ作用で押し出す。心拡張状態、即
ち心拡張期中には、左心室は僧帽弁を通して満たされ
る。心収縮期の末期には、左心室は血液をポンプ作用で
押し出すように収縮し終わっているので、最小の体積を
有する。心拡張期の末期は、左心室はポンプ作用で押し
出される直前の血液で満たされているので、最大の体積
を有する点となる。心拡張期中には、心臓は比較的無運
動状態にあり、制限された運動の結果として、この期間
中に収集されるデータから形成される画像をより明瞭に
することができる。
【００１６】心臓周期信号を利用して、データ収集のタ
イミング及び持続時間を決定するＸ線オン信号（即ち、
ゲート信号）が、回路１００によって発生される。一実
施例では、回路１００は、心拍の選択された部分に相当
するように心臓周期から選択された時間だけ遅延した後
にＸ線オン信号の状態を移行させる。Ｘ線オン信号の移
行の結果として、Ｘ線ビーム１６が心臓周期のこの選択
された期間中に照射される。より詳しく述べると、回路
１００からのＸ線オン・ゲート出力信号は、制御装置２
８へ結合されて、心臓周期内での線源１４からのＸ線ビ
ーム１６の照射のタイミング及び持続時間を制御する。
更に具体的に述べると、一実施例では、制御装置２８
は、線源１４へ高電圧のアノード−カソード信号を供給
する電源（図示されていない）を含んでいる。回路１０
０からのＸ線オン信号を用いることにより、Ｘ線ビーム
１６が線源から照射され及び照射停止されるように、電
源からの高電圧アノード−カソード信号を迅速にそれぞ
れオン及びオフにすることができる。
イミング及び持続時間を決定するＸ線オン信号（即ち、
ゲート信号）が、回路１００によって発生される。一実
施例では、回路１００は、心拍の選択された部分に相当
するように心臓周期から選択された時間だけ遅延した後
にＸ線オン信号の状態を移行させる。Ｘ線オン信号の移
行の結果として、Ｘ線ビーム１６が心臓周期のこの選択
された期間中に照射される。より詳しく述べると、回路
１００からのＸ線オン・ゲート出力信号は、制御装置２
８へ結合されて、心臓周期内での線源１４からのＸ線ビ
ーム１６の照射のタイミング及び持続時間を制御する。
更に具体的に述べると、一実施例では、制御装置２８
は、線源１４へ高電圧のアノード−カソード信号を供給
する電源（図示されていない）を含んでいる。回路１０
０からのＸ線オン信号を用いることにより、Ｘ線ビーム
１６が線源から照射され及び照射停止されるように、電
源からの高電圧アノード−カソード信号を迅速にそれぞ
れオン及びオフにすることができる。
【００１７】図４について説明する。一実施例では、回
路１００が調節自在のレベル検出器１１０と調節自在の
タイマ（即ち、遅延装置）１１２とを利用して、心臓周
期のある事象（即ち、Ｒ波）の発生から選択された（即
ち、指定された）時間だけ遅延させることにより、心臓
周期の選択された期間中にＸ線オン信号のレベルを移行
させる。例えば、１秒当たり約７５，０００，０００ボ
ルトの速度で変更することが可能な高電圧出力を有する
公知の電源を利用すると、Ｒ波を検出した後に、回路１
００が０．５秒だけ遅延して、制御装置２８へ供給され
るＸ線オン信号のレベルを移行させて、Ｘ線ビーム１６
が線源１４から０．１秒間照射されるようにする。この
結果、電源からの高電圧のアノード−カソード出力は、
約０．００２秒で約０ボルトから約１５０，０００ボル
トまで移行し、約０．１秒の間だけ約１５０，０００ボ
ルトに留まり、次いで約０．００２秒で約０ボルトに戻
る。アノード−カソード電圧が約１５０，０００ボルト
にある時間中に、Ｘ線ビーム１６が検出器１８に向かっ
て照射される。
路１００が調節自在のレベル検出器１１０と調節自在の
タイマ（即ち、遅延装置）１１２とを利用して、心臓周
期のある事象（即ち、Ｒ波）の発生から選択された（即
ち、指定された）時間だけ遅延させることにより、心臓
周期の選択された期間中にＸ線オン信号のレベルを移行
させる。例えば、１秒当たり約７５，０００，０００ボ
ルトの速度で変更することが可能な高電圧出力を有する
公知の電源を利用すると、Ｒ波を検出した後に、回路１
００が０．５秒だけ遅延して、制御装置２８へ供給され
るＸ線オン信号のレベルを移行させて、Ｘ線ビーム１６
が線源１４から０．１秒間照射されるようにする。この
結果、電源からの高電圧のアノード−カソード出力は、
約０．００２秒で約０ボルトから約１５０，０００ボル
トまで移行し、約０．１秒の間だけ約１５０，０００ボ
ルトに留まり、次いで約０．００２秒で約０ボルトに戻
る。アノード−カソード電圧が約１５０，０００ボルト
にある時間中に、Ｘ線ビーム１６が検出器１８に向かっ
て照射される。
【００１８】Ｘ線ビーム１６が照射されたとき、心臓周
期の選択された期間の間、投影データが収集される。よ
り詳しく述べると、一実施例では、例えば、操作者が定
義した期間又は予め定義されている期間によって、心臓
周期の選択される部分を決定した後に、Ｘ線ビーム１６
を線源１４から照射して、検出器アレイ１８を用いて投
影データが収集される。具体的には、ガントリ１２の回
転中に、回路１００は、選択された心拍期間内で少なく
とも１つのビュー角度（即ち、射線角度）についてＸ線
ビーム１６が検出器１８に向かって照射されるように、
制御装置２８へＸ線オン信号を供給する。一実施例で
は、Ｘ線オン信号のタイミングに応じて、線源１４と検
出器アレイ１８との間のビュー角度（即ち、射線角度）
を変更して、選択された期間の心臓の完全な画像が形成
されるように一連の（即ち、複数の）ビュー角度から投
影データを収集する。より詳しく述べると、心拍間の周
期の正常な変動の結果として、心拍の選択された部分で
の心臓の完全な断面像を形成するのに十分なデータが収
集されるまで、角度の異なる一連のビュー・セクタ・デ
ータを収集して、例えばコンピュータ３６に記憶する。
データを収集した後に、公知の方法、即ち、公知の重み
付きフィルタ補正逆投影法を用いて、心臓の画像が形成
される。
期の選択された期間の間、投影データが収集される。よ
り詳しく述べると、一実施例では、例えば、操作者が定
義した期間又は予め定義されている期間によって、心臓
周期の選択される部分を決定した後に、Ｘ線ビーム１６
を線源１４から照射して、検出器アレイ１８を用いて投
影データが収集される。具体的には、ガントリ１２の回
転中に、回路１００は、選択された心拍期間内で少なく
とも１つのビュー角度（即ち、射線角度）についてＸ線
ビーム１６が検出器１８に向かって照射されるように、
制御装置２８へＸ線オン信号を供給する。一実施例で
は、Ｘ線オン信号のタイミングに応じて、線源１４と検
出器アレイ１８との間のビュー角度（即ち、射線角度）
を変更して、選択された期間の心臓の完全な画像が形成
されるように一連の（即ち、複数の）ビュー角度から投
影データを収集する。より詳しく述べると、心拍間の周
期の正常な変動の結果として、心拍の選択された部分で
の心臓の完全な断面像を形成するのに十分なデータが収
集されるまで、角度の異なる一連のビュー・セクタ・デ
ータを収集して、例えばコンピュータ３６に記憶する。
データを収集した後に、公知の方法、即ち、公知の重み
付きフィルタ補正逆投影法を用いて、心臓の画像が形成
される。
【００１９】例えば、一実施例では、心臓の最小の運動
状態が存在しているとき、即ち心拡張期に、Ｘ線ビーム
１６が照射されて、データが収集される。心臓の正常な
心拍の変動及びガントリ１２の回転の結果として、Ｘ線
ビーム１６は、患者に対して様々な角度で照射される。
従って、最小の運動状態にある心臓の完全な画像が形成
されるように、複数の角度からのデータが収集される。
状態が存在しているとき、即ち心拡張期に、Ｘ線ビーム
１６が照射されて、データが収集される。心臓の正常な
心拍の変動及びガントリ１２の回転の結果として、Ｘ線
ビーム１６は、患者に対して様々な角度で照射される。
従って、最小の運動状態にある心臓の完全な画像が形成
されるように、複数の角度からのデータが収集される。
【００２０】代替的な実施例では、心臓周期の選択され
た部分での循環系の他の部分の画像が形成される。心臓
周期を利用して、選択された心拍期間についての循環系
物体の画像が形成される。例えば、心臓周期を利用し
て、心拍周期の選択された期間での動脈の画像を形成す
ることができる。
た部分での循環系の他の部分の画像が形成される。心臓
周期を利用して、選択された心拍期間についての循環系
物体の画像が形成される。例えば、心臓周期を利用し
て、心拍周期の選択された期間での動脈の画像を形成す
ることができる。
【００２１】以上に述べたイメージング・システムは、
心臓周期の選択された期間にデータを収集して、画質を
向上させるようする。加えて、このイメージング・シス
テムは、Ｘ線ビームの照射を制御して、患者へのＸ線量
を減少させるようにする。
心臓周期の選択された期間にデータを収集して、画質を
向上させるようする。加えて、このイメージング・シス
テムは、Ｘ線ビームの照射を制御して、患者へのＸ線量
を減少させるようにする。
【００２２】本発明の様々な実施例に関する以上の記載
から、発明の目的が達せられたことは明らかである。本
発明を詳細に記述すると共に図解したが、これらは説明
及び例示のみを意図したものであり、限定のためのもの
であると解釈してはならないことを明瞭に理解された
い。加えて、ここに記載したＣＴシステムは、Ｘ線源及
び検出器の両方がガントリと共に回転するような「第３
世代」システムである。しかしながら、所与のＸ線ビー
ムに対して実質的に一様な応答を与えるように個々の検
出器素子を補正すれば、検出器がフル・リングの静止式
検出器であってＸ線源のみがガントリと共に回転するよ
うな「第４世代」システムを含めた他の多くのＣＴシス
テムを用いることができる。更に、ここに記載したシス
テムは、アキシャル・スキャンを行っているが、本発明
をヘリカル・スキャンに用いてもよく、但し、このと
き、３６０°を超えるデータが要求される。従って、本
発明の要旨は、特許請求の範囲によって限定されるもの
とする。
から、発明の目的が達せられたことは明らかである。本
発明を詳細に記述すると共に図解したが、これらは説明
及び例示のみを意図したものであり、限定のためのもの
であると解釈してはならないことを明瞭に理解された
い。加えて、ここに記載したＣＴシステムは、Ｘ線源及
び検出器の両方がガントリと共に回転するような「第３
世代」システムである。しかしながら、所与のＸ線ビー
ムに対して実質的に一様な応答を与えるように個々の検
出器素子を補正すれば、検出器がフル・リングの静止式
検出器であってＸ線源のみがガントリと共に回転するよ
うな「第４世代」システムを含めた他の多くのＣＴシス
テムを用いることができる。更に、ここに記載したシス
テムは、アキシャル・スキャンを行っているが、本発明
をヘリカル・スキャンに用いてもよく、但し、このと
き、３６０°を超えるデータが要求される。従って、本
発明の要旨は、特許請求の範囲によって限定されるもの
とする。
【図１】ＣＴイメージング・システムの見取り図であ
る。
る。
【図２】図１に示すシステムのブロック図である。
【図３】ＥＫＧ信号波形の図である。
【図４】本発明の一実施例による同期回路の図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ロバート・フランクリン・センジグ アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ジャ ーマンタウン、ティンバーライン・シーテ ィ、ダブリュ164・エヌ10535
Claims (20)
- 【請求項１】 Ｘ線ビームを照射するＸ線管と、前記Ｘ
線ビームを受け取るように前記Ｘ線管に整列した複数の
検出器を含んでいる検出器アレイとを備えたコンピュー
タ断層撮影システムにおいて物体の画像を形成する方法
であって、 心臓周期を決定する工程と、 前記心臓周期の少なくとも１つの選択された部分の間に
前記物体の画像ビュー・データを形成する工程と、 前記画像ビュー・データに基づいて前記物体の少なくと
も１つの画像を形成する工程と、を含んでいる前記方
法。 - 【請求項２】 前記心臓周期の少なくとも１つの選択さ
れた部分の間に前記物体の画像ビュー・データを形成す
る前記工程は、前記心臓周期の各々の選択された部分の
間、前記検出器アレイに向かってＸ線ビームを照射する
工程を含んでいる請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記心臓の周期の各々の選択された部分
の間、前記検出器アレイに向かってＸ線ビームを照射す
る前記工程は、少なくとも１つのビュー角度から前記検
出器アレイに向かってＸ線ビームを照射する工程を含ん
でいる請求項２に記載の方法。 - 【請求項４】 前記心臓周期の各々の選択された部分の
間、前記検出器アレイに向かってＸ線ビームを照射する
前記工程は、複数のビュー角度から前記検出器アレイに
向かってＸ線ビームを照射する工程を含んでいる請求項
３に記載の方法。 - 【請求項５】 前記画像ビュー・データに基づいて前記
物体の少なくとも１つの画像を形成する前記工程は、各
々のビュー角度毎に前記ビュー・データに基づいて前記
物体の画像を形成する工程を含んでいる請求項３に記載
の方法。 - 【請求項６】 前記画像ビュー・データに基づいて前記
物体の少なくとも１つの画像を形成する前記工程は、前
記ビュー・データに重み付けを行ってフィルタ処理して
逆投影する工程を含んでいる請求項３に記載の方法。 - 【請求項７】 心臓周期を決定する前記工程は、少なく
とも前記心臓の最小の運動状態を決定する工程を含んで
いる請求項１に記載の方法。 - 【請求項８】 前記心臓周期の少なくとも１つの選択さ
れた部分の間に前記物体の画像ビュー・データを形成す
る前記工程は、前記心臓の前記最小の運動状態について
前記物体の画像ビュー・データを形成する工程を含んで
いる請求項７に記載の方法。 - 【請求項９】 前記物体は心臓である請求項１に記載の
方法。 - 【請求項１０】 前記物体は、循環系の少なくとも一部
を含んでいる請求項１に記載の方法。 - 【請求項１１】 Ｘ線ビームを照射するＸ線管と、前記
Ｘ線ビームを受け取るように前記Ｘ線管に整列した複数
の検出器を含んでいる検出器アレイとを備えた、物体の
画像を形成するためのイメージング・システムであっ
て、 心臓周期を決定し、前記心臓周期の少なくとも１つの選
択された部分の間に前記物体の画像ビュー・データを形
成し、前記画像ビュー・データに基づいて前記物体の少
なくとも１つの画像を形成するように構成されているイ
メージング・システム。 - 【請求項１２】 前記心臓周期の少なくとも１つの選択
された部分の間に前記物体の画像ビュー・データを形成
するために、前記心臓周期の各々の選択された部分の
間、前記検出器アレイに向かってＸ線ビームを照射する
ように構成されている請求項１１に記載のイメージング
・システム。 - 【請求項１３】 前記心臓の周期の各々の選択された部
分の間、前記検出器アレイに向かってＸ線ビームを照射
するために、少なくとも１つのビュー角度から前記検出
器アレイに向かってＸ線ビームを照射するように構成さ
れている請求項１２に記載のイメージング・システム。 - 【請求項１４】 前記心臓の周期の各々の選択された部
分の間、前記検出器アレイに向かってＸ線ビームを照射
するために、複数のビュー角度から前記検出器アレイに
向かってＸ線ビームを照射するように構成されている請
求項１３に記載のイメージング・システム。 - 【請求項１５】 前記画像ビュー・データに基づいて前
記物体の少なくとも１つの画像を形成するために、各々
のビュー角度毎に前記ビュー・データに基づいて前記物
体の画像を形成するように構成されている請求項１３に
記載のイメージング・システム。 - 【請求項１６】 前記画像ビュー・データに基づいて前
記物体の少なくとも１つの画像を形成するために、前記
ビュー・データに重み付けを行ってフィルタ処理して逆
投影するように構成されている請求項１３に記載のイメ
ージング・システム。 - 【請求項１７】 前記心臓周期を決定するために、少な
くとも前記心臓の最小の運動状態を決定するように構成
されている請求項１１に記載のイメージング・システ
ム。 - 【請求項１８】 前記心臓周期の少なくとも１つの選択
された部分の間に前記物体の画像ビュー・データを形成
するために、前記心臓の前記最小の運動状態について前
記物体の画像ビュー・データを形成するように構成され
ている請求項１７に記載のイメージング・システム。 - 【請求項１９】 前記物体は心臓である請求項１１に記
載のイメージング・システム。 - 【請求項２０】 前記物体は、循環系の少なくとも一部
を含んでいる請求項１１に記載のイメージング・システ
ム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/218352 | 1998-12-22 | ||
| US09/218,352 US6275560B1 (en) | 1998-12-22 | 1998-12-22 | Cardiac gated computed tomography system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000262519A true JP2000262519A (ja) | 2000-09-26 |
Family
ID=22814767
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11338990A Pending JP2000262519A (ja) | 1998-12-22 | 1999-11-30 | 心拍ゲート式コンピュータ断層撮影システム |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6275560B1 (ja) |
| EP (1) | EP1013225A1 (ja) |
| JP (1) | JP2000262519A (ja) |
| CN (1) | CN1257693A (ja) |
| IL (1) | IL133325A (ja) |
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