JP2002330961A

JP2002330961A - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP2002330961A
Application number: JP2001366017A
Authority: JP
Inventors: Hiroto Kokubu; 博人國分; Tetsuo Nakazawa; 哲夫中澤; Yasushi Miyazaki; 宮崎　　靖
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2001-03-09
Filing date: 2001-11-30
Publication date: 2002-11-19
Anticipated expiration: 2021-11-30
Also published as: JP4010802B2

Abstract

(57)【要約】【課題】螺旋スキャンを用いてモーションアーチファ
クトが低減した広範囲の心臓断層像を作成し、これによ
りスムーズな動画を得るＸ線ＣＴ装置を提供する。【解決手段】マルチスライスＸ線ＣＴ装置において、
レトロペクティブＥＣＧゲート撮影を螺旋スキャンにも
適用し、その時に発生する投影データの不連続を、例え
ば１８０度対向関係の心拍時相のデータなどを用いて補
間してモーションアーチファクトを低減し、また、これ
により得られる連続性の分割投影データを利用し、任意
のスライス位置及び心時相の投影データを形成し、適宜
組み合わせ、あるいは、集合することにより、任意の時
間間隔の心時相における心臓全体の断層画像、その三次
元画像、さらには、心臓の三次元動画などを、途切れな
くスムーズに作成することを可能とする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線ＣＴ（Comput
ed Tomography）装置に関し、特に心臓用ＥＣＧゲート
撮影に好適なＸ線ＣＴ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】一般に、人体の心臓はその拍動のためＸ
線ＣＴ装置を用いて撮影を行うとモーションアーチファ
クトが断層画像に表れ、診断上好ましく無い画像とな
る。モーションアーチファクトを発生させないために
は、スキャンスピードを高速にすることで解決すること
ができる。

【０００３】現在のスキャンスピードが１秒程度のＸ線
ＣＴ装置においては、被検体の心電情報をもとに、Ｘ線
曝射を間欠的に行うことで、心拍時相が同じで異なる投
影角度における投影データを１スキャン分、計測して、
このデータを用いて画像の再構成を行なっており、一般
的にはＥＣＧトリガー、プロスペクティプなどと呼ばれ
ている。また、心臓周期に同期させずに投影データを得
て（撮影して）、投影データを得たあとに心拍時相が同
一の投影データを組み合わせて画像を再構成する方法も
提案されている。これはＥＣＧゲート撮影、レトロペク
ティブと一般的には呼ばれている。

【０００４】なお、上記に説明した心臓撮影方式は主と
して、テーブルを停止させて撮影を行うもの（ノーマル
スキャンと称する）である。

【０００５】また、一般に、心臓の拍動の様子を観察す
るためには、上記のようにして得られた心臓断層像、あ
るいは、複数の心臓断層像から得られる三次元画像を、
心時相の順番に、連続的に表示して心臓断層の動画とす
るという手段がとられており、スキャンタイムを微調整
することによって心拍周期との同期を図るという手段が
採られていた。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記に
説明した心臓撮影方法は、テーブルを停止させての撮影
（ノーマルスキャン）を前提とすることから、テーブル
を移動して撮影する螺旋スキャンの場合には、投影デー
タの不連続性が発生し、臨床上好ましくない画像を得る
ことになる。

【０００７】また、心臓断層の動画を得る場合には、上
述のように、スキャンタイムを微調整することによって
心拍周期との同期を図る手段が採られているが、しかし
ながら、その機械的な要素から、微調整できるスキャン
タイムの範囲には限界があり、また、上記の従来技術で
は、１心拍を分割し、それぞれの心時相における画像を
並べた動画であったので、スムーズな動画を作成するこ
とができなかった。

【０００８】そこで本発明の目的は、まず、螺旋スキャ
ンを用いても、モーションアーチファクトが低減された
広範囲な心臓断層像を得ることができるＸ線ＣＴ装置を
提供することにある。

【０００９】さらに、本発明では、心拍数とスキャンタ
イムの設定値との間にズレが生じた場合でも、心臓の拍
動による動きアーチファクト（モーションアーチフアク
ト）の少ない心臓断層像を得ることが出来、かつ、従来
に比較してもよりスムーズな心臓断層動画を得ることの
出来るＸ線ＣＴ装置を提供することをも目的とする。

【００１０】

【課題を解決するための手段】本発明によれば、上記の
目的を達成するため、まず、以下のような解決手段が提
供されている。（１）心臓用ＥＣＧゲート機能を備えたＸ線ＣＴ装置に
おいて、被検体の心拍数とＣＴスキャナーのスキャンス
ピードから、心拍周期とスキャン周期の同期信号を求め
る同期ユニットと、この同期ユニットをもとに各スキャ
ン周期から心拍時相の合う投影データを収集する投影デ
ータ算出ユニットと、を具備するようにした。（２）上記（１）の投影データ算出ユニットは螺旋スキ
ャンにおいて、各スキャン周期から心拍時相の合う投影
データを収集する際、心拍とスキャン周期によって生じ
るベット方向の不連続領域を対向データで補う補間手段
を有し、この補間によりベット方向に不連続な領域が存
在しても任意ベット位置で投影データの算出を可能にし
た。（３）上記（１）の投影データ算出ユニットは、螺旋ス
キャンにおいて、各スキャン周期から心拍時相の合う投
影データを収集する際、心拍とスキャン周期によって生
じるベット方向の不連続領域を近傍の心拍時相が同一の
投影データを用いた補間で補う補間手段を有し、この補
正によりベット方向に不連続な領域が存在しても任意ベ
ット位置で投影データを算出可能にした。

【００１１】また、本発明によれば、上記他の目的を達
成するため、更に、以下の解決手段が提供されている。（４）上記（１）のＸ線ＣＴ装置において、上記の投影
データ算出ユニットは、さらに、収集した心拍時相の合
う投影データから、任意のスライス位置の心臓断層像を
作成することにより心臓断層動画を得て表示するように
した。（５）上記（１）のＸ線ＣＴ装置において、上記投影デ
ータ算出ユニットは、さらに、収集した心拍時相の合う
投影データから、任意の心拍時相の心臓断層像を作成す
ることにより心臓断層動画を得て表示するようにした。（６）上記（１）のＸ線ＣＴ装置において、上記投影デ
ータ算出ユニットは、さらに、得られた任意の心拍時相
の心臓断層像を各々の心拍時相ごとに体軸方向に複数集
合することによって心臓の三次元画像を得て表示するよ
うにした。（７）上記（１）のＸ線ＣＴ装置において、上記投影デ
ータ算出ユニットは、さらに、得られた三次元画像を心
拍時相の順番に表示することにより心臓の三次元像の動
画を得る。（８）上記（１）のＸ線ＣＴ装置において、上記投影デ
ータ算出ユニットは、投影データから心拍時相の等しい
分割投影データを収集する際、分割投影データの先頭投
影角度とデータ幅とデータ数との少なくとも１つを調整
することによって、任意の心拍時相に等しく、かつ、画
像再構成に必要な投影角度範囲の投影データを形成する
ことが可能とした。

【００１２】

【発明の実施の形態】図１は本発明の基本構成であっ
て、Ｘ線ＣＴ装置スキャナ１０と各スキャン周期から心
拍時相の合う投影データを収集する投影データ算出ユニ
ット１１および被検体１２の断層像などを表示する患者
モニター１３を示した。

【００１３】図２には今後の実施例の中で説明に用いる
心電図の波形名称を示した。心電図の中でもっとも値の
高いものをＲ波、その前後をＱ，Ｓ波と呼ばれている。
詳細については医学系の専門書を参照されたい。

【００１４】図３ではレトロペクティブＥＣＧゲート撮
影方法を説明する。図３はスキャン中にベットは動かな
い場合でかつＸ線検出器は１列の場合である。図３のよ
うにスキャン周期が１秒、被検体の心拍周期（Ｒ−Ｒ時
間）が０．７５秒の場合、３スキャン後（心拍で記述す
れば４心拍後）に、スキャン時相と心拍時相が同じにな
る。３スキャン周期の中で心臓は４回心拍を繰り返すた
め、心拍時相が同じ投影データが３スキャンの中に４回
存在することになる。レトロペクティブＥＣＧゲートで
は、心拍時相が同じで投影角度が異なるデータを１スキ
ャン周期分収集すればよい。今４心拍周期から１スキャ
ン周期分の投影データを収集するので、１心拍周期あた
りに収集される投影データは投影角度で表現すれば１／
２冗分ずつ収集すれば良いことになる。

【００１５】すなわち、第１周期では心電波形Ｒ１，Ｒ
２が発生し、第２周期でＲ３，第３周期でＲ４，Ｒ５が
それぞれ発生する。心臓の動きはそれが拡張したときに
静止に近い状態になり、これは、心電波形のＲ１〜Ｒ５
発生時である。この時点をそれぞれスタート点として、
投影角度で１／２πずつの投影データを作成し、これら
を投影角度順につなぎ合せると、一枚の心臓のほぼ静止
した投影データが得られる。図３のａ，ｂ，ｃ，ｄの投
影データは、それぞれ、Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３，Ｒ４を始点
として投影角度１／２πずつ撮影したときの部分投影デ
ータを示す。これを実行すると図４（ａ）のような投影
データを作ることになる。このデータはＲ波後１／２π
ずつ各心拍周期から収集されており、投影角度はすべて
異なっている。つまり１／２πの投影角度をスキャンす
る時間で、３６０度をスキャンしたことに等価というこ
とになる。図４（ｂ）に示すようにａ，ｂの部分は第１
スキャン周期から、ｄの部分は第３スキャン周期、Ｃは
第２スキャン周期からデータを収集している。

【００１６】すなわち、図４（ａ）は、図３の部分投影
データａ，ｂ，ｃ，ｄを投影角度０〜２π７の順に並べ
て一つの投影データを作成したものである。従って心電
波形Ｒ１，Ｒ４，Ｒ３，Ｒ２，Ｒ５の順に部分投影デー
タａ，ｄ，ｃ，ｂが並ぶことになる。図４（ｂ）は部分
投影データａ，ｂ，ｃ，ｄを収集して一枚の心臓の投影
データを構成した例を示すもので、投影角度０〜２πに
対して、最初の１／４π、すなわち、０〜１／２πは部
分投影データａになり、次いで、１／２π〜πは部分投
影データｄ、そして、ｃおよびｄは、それぞれ、π〜３
／２πおよび３／２π〜２πに位置する部分投影データ
であり、これで、一枚分の投影データが作成される。

【００１７】このレトロぺクティブＥＣＧゲートは（図
３の例では）１／２πの投影角度をスキャンする時間
で、３６０度をスキャンしたことになるため、理論的な
スキャン時間は０．２５秒で撮影したことになり、１ス
キャン１秒程度の現在の第３世代ＣＴでも心臓の撮影が
高速に行える。また、スキャン時間と心拍の時間によっ
てはより高速なスキャンも行える。

【００１８】図５は心臓撮影を行う際の大まかな流れを
示す。まずステップ１でスキャン時間と被検体の心拍数
に基づいて、ステップ３で必要になるスキャン周期を求
めておく。すなわち、ステップ１において、図３に示し
たスキャン時間１秒と、被検体心拍数０．７５秒とか
ら、必要スキャン数としてスキャンと心拍とが同期する
スキャン数＝３と、投影データ分割数＝１／４分割〔図
４（ａ），（ｂ）〕を決定する。ステップ２では、ステ
ップ１で求めたスキャン数に基づき撮影を行う。ステッ
プ３で投影データ算出ユニット１１は被検体１２から得
られた心電情報（図３のＲ１〜Ｒ５）を基に、各種スキ
ャン周期から心拍時相の合う投影データ（図３のａ〜
ｄ）を収集する。ステップ４ではステップ３で得られた
投影データをもとに各種処理装置で再構成処理され画像
となる。この画像は心臓があたかも止って見えるような
断層像となる。

【００１９】図３のレトロペクティプＥＣＧゲートスキ
ャンを、スキャン中にテーブルが動く螺旋スキャンに適
用した場合を図６に示す。また、図６では検出器が４列
検出器を用いて説明する。図６でもスキャン周期は１
秒、心拍周期は０．７５秒を用いている。図縦軸はベッ
ト方向、横軸は投影角度を示している。検出器の軌跡は
各検出器の中心を措いている。螺旋スキャンピッチは、
１スキャンが終了すると、１検出器分テーブルが移動す
るピッチ１を用いている。つまり第３スキャンが終了し
たときの１列検出器の位置が第１スキャン（投影角度は
ゼロの時）の４列検出器の位置と同じになる。図６では
ベットが固定され、Ｘ線源やＸ線検出器が動くと仮定し
て（実際にはＸ線源やＸ線検出器が動かず、ベットが移
動する）説明しているため、Ｘ線検出器の軌跡は傾きを
待った直線として表現できる。

【００２０】図６でも図３と同じように心拍時相が同じ
投影データを収集すると、図６の斜線で示す領域が該当
する。

【００２１】図６の場合も３スキャン周期の中で心拍周
期は４回行われるのであるから、１／２π分投影データ
を収集すれば１スキャン分の投影データを得ることが可
能である。図６の場合４列検出器を用いているため、収
集する投影データは検出器分の幅を待つことになり、こ
れを図では斜線の長方形で示している。つまり長方形内
であれば、任意のスライス位置で投影データを近傍の検
出器で得られた投影データ間の補間によって算出可能と
なる。すなわち、スキャンは１周期１秒で、投影角度は
０〜２πである。このスキャンが３周期行われて、心電
波形Ｒ１〜Ｒ４ごとに投影データａ，ｂ，ｃ，ｄを得る
ようにする。

【００２２】図７では、図６の各スキャン周期で得られ
る投影データを１スキャン分で描けるように、長方形を
第１スキャン内に平行移動させて表現してある。すなわ
ち、投影角度０〜２πの間に、投影データがａ，ｄ，
ｃ，ｂの順に並んだ状態になる。図７では各周期より収
集された投影データが、階段状に描かれているが、これ
は螺旋スキャンをおこなっているため収集したデータは
ベット方向にずれているからである。例えば、図７で示
すスライス位置ＳＰでの投影データは、いずれの投影角
度であっても、斜線で示す長方形内に含まれているた
め、算出が可能となる。補間の方法は図８で示すように
単純な距離に応じた重みを使った線形補間などを用いれ
ば実現することができる。

【００２３】図８では説明のため図７のπ〜３／２πの
部分の投影データを抜きだしているが、この場合３列お
よび４列検出器より所望するスライス位置の投影データ
を算出している。すなわち、図８（ａ）は３列目の検出
器８０と４列目の検出器８１とにより、公知の一般的な
線形補間方法により、スライス位置８３を算出したもの
である。また、図８（ｂ）はスライス位置８３’を算出
する例を示すもので、検出器の軌跡８０’と８１’の間
を例えば１．０に設置し、スライス位置８３’と軌跡８
０’との間の重みを例えばｗ＝０．６、スライス位置８
３’と軌跡８１’との間の重みを例えばｗ＝０．４に設
定して、スライス位置を算出する方法を示したものであ
る。図７のスライス位置７０はこのようにして算出した
ものである。

【００２４】図６，７では第３スキャンまでを表現して
いるが、図９ではさらにスキャンした場合において収集
できる投影データを第１スキャン内に平行移動して表現
した。スキャンを続けて行けば図９に示すように様々な
スライス位置で心拍時相が同一で投影角度が異なる投影
データが算出可能となる。すなわち、投影データａ，
ｂ，ｃ，ｄは、それぞれ、第１周期〜第３周期に相当す
る投影データであり、ｅ，ｆ，ｇ，ｈは第４〜第６周期
に相当する投影データを示すものである。この場合、ス
ライス位置９０〜９３は、いずれかの投影データにまた
がっているので、任意のスライス位置で画像データを作
成することができる。

【００２５】次に、心拍などが異なる場合を説明する。
スキャン周期１秒、心拍周期０．８秒、螺旋スキャンピ
ッチが１の例ではスキャン４周期、心拍周期では５周期
で同期することになる。この場合は収集される投影デー
タはそれぞれ２／５πずつになる。本発明では収集する
投影データの幅などは投影データ算出ユニットでなされ
る。

【００２６】図６，７，８で説明したように上記の例を
図であらわすと図１０のようになる。図１０スライス位
置ＳＰの投影データを算出しようとすると、２／５π〜
４／５πの区間において、長方形の中にスライス位置が
含まれておらず投影データが算出できない、投影データ
の不連続領域１００が発生している。この場合投影デー
タの算出は不可能である。図９の例でも不連続な領域は
発生しているが、図１０の例に比べてその区間はきわめ
て狭いので、様々なスライス位置で投影データを算出可
能となる。図１０では、不連続な区間の幅が広いため、
算出不可能なスライス位置が非常に増えることになる。
図１１ではその極端な例を示したもので、スキャン周期
１秒、心拍周期０．９秒の場合を想定した。図１１の場
合収集される投影データの幅は１／５πとなり、必要と
なる投影データ９周期となる。９周期行って漸く１スキ
ャン分の投影データを収集できるわけであるが、この９
スキャン周期の間に螺旋スキャンの場合、ベットがどん
どん移動していくため、図１１に示すように投影データ
の不連続領域１１０は著しく大きくなる。このため所望
するスライス位置で投影データの算出が不可能になって
しまう。

【００２７】本発明では以下のように上記の不具合を解
決した。図１２（ａ）には１秒スキャン、心拍周期が
０．８秒で繰り返される場合におけるレトロペクティプ
ＥＣＧゲートスキャン法を示している。図１２（ａ）で
も明らかなように例えばスライス位置ＳＰ１では４／５
π〜６／５π（不連続領域Ａ）の区間において投影デー
タの不連続が発生している。またスライス位置ＳＰ２で
は８／５π〜２π（不連続領域Ｂ）の区間において投影
データの不連続領域が発生している。投影データの不連
続があると所望するスライス位置の投影データを算出す
ることができないため、このまま再構成処理を行い画像
を求めるとアーチファクトまたは著しく劣化した画像を
得ることになる。

【００２８】図１２（ａ）で示すように４／５π〜６／
５πと８／５π〜２πは１８０度対向関係にある。対向
関係とは同じ領域を透過するＸ線パスであって、そのＸ
線の入射が互いに１８０度ずれている関係を言う。つま
り１８０度対向データはベットが静止しているスキャン
では理論的にはまったく同じになることになる。

【００２９】図１２（ａ）での対向関係では、螺旋スキ
ャンを用いているため対向関係であっても、そのベット
方向が異なるため同一にはならない。しかしながら、不
連続領域を１８０度対向する投影データで置き換えるこ
とによって、不連続領域をなくすることは非常に有効な
補正方法である。なぜならばレトロペクティブＥＣＧゲ
ート撮影では、心臓のモーションアーチファクトをでき
るだけ抑制するため、心拍時相が同一の投影データを収
集することを前提としている。このため図１２（ａ）で
示す不連続領域Ａになんらかの投影データを置き換える
場合、１８０度対向位置関係であって、かつ、心拍時相
が同一である投影データを用いなければならない。図１
２（ａ）で示す四角の斜線領域はすべて心拍時相が同一
のデータとなっているので、これらから対向関係にある
投影データを用いれば、１８０度対向位置関係であっ
て、かつ、心拍時相が同一である投影データを用いるこ
とになる。

【００３０】上記の対向関係にあって、かつ心拍時相が
同一の投影データを不連続領域に埋め込んだ例が図１２
（ｂ）である。図１２（ｂ）では不連続領域が埋め込み
処理によって消滅しており、スライス位置ＳＰ１で投影
データの算出が可能となっている。また逆に不連続領域
Ｂでは８／５π〜２πの区間が不連続であるが、これも
１８０度対向関係にある、４／５π〜６／５πのデータ
を埋め込むことで解決し、スライス位置ＳＰ２の投影デ
ータを算出可能としている。

【００３１】上記は対向関係にある投影データを用いて
いるが、スライス位置ＳＰ１の不連続領域の投影データ
を、四角斜線領域ＣとＤから線形補間によって算出して
も投影データの算出は可能である。前記１８０度対向デ
ータを用いる方法より信頼性は低いものの、心拍時相が
同一のデータを用いることになり、心臓撮影には適して
いると言える。

【００３２】なお、上記の説明では、１８０度対向関係
にあって心拍時相が同一のデータを用いる方法、隣接す
る投影データを用いて線形補間などによって求める方法
を採用しているが、どちらも心拍時相は同一のデータを
用いているため、得られる心臓断層像は心臓のモーショ
ンアーチファクトが少ない画像を得ることができる。

【００３３】続いて、本発明の他の実施の形態になる心
臓用ＥＣＧゲート機能を備えたＸ線ＣＴ装置であって、
上記に説明した本発明によって得られる連続領域の投影
データ、すなわち、各スキャン周期から心拍時相の合う
投影データを収集して心臓断層像を得ることにより、よ
りスムーズな心臓断層動画を得ることが可能となるＸ線
ＣＴ装置について説明する。

【００３４】まず、図１３を用いて、この装置は、図示
のように、Ｘ線照射および検出を行うスキャナガントリ
部２０２と、このスキャナガントリ部２０２で検出され
た計測データから投影データを作成する投影データ形成
装置２０７と、作成された投影データをＣＴ画像信号に
処理する画像処理装置２０８、並びに、ＣＴ画像を出力
する表示装置２０５とを備えている。

【００３５】すなわち、このスキャナガントリ部２０２
は、回転円盤２０９と、この回転円盤２０９に搭載され
たＸ線管２０１と、このＸ線管２０１に取り付けられて
Ｘ線束の方向を制御するためのコリメータ２１０と、そ
して、やはり上記回転円盤２０９に搭載されたＸ線検出
器２０４とを備えている。なお、このＸ線検出器２０４
は、検出素子を被検体の体軸方向に複数列並べることに
より、同時に複数位置の投影データが取得可能なマルチ
スライス検出器である。また、この回転円盤２０９は回
転駆動装置１１によって回転されており、この回転駆動
装置２１１は測定制御装置２１２によって制御されてい
る。

【００３６】また、上記Ｘ線管２０１から発生するＸ線
強度は、測定制御装置２１２によって制御されており、
この測定制御装置２１２はコンピュータ２１３によって
操作・制御されている。さらに、上記の投影データ形成
装置２０７は、患者の心電波形を取得するために心電計
２０６に接続されている。

【００３７】以上にその概略構成を説明した本発明にな
るＸ線ＣＴ装置では、患者テーブルに患者を寝かせた状
態で、Ｘ線管２０１からＸ線が照射される。このＸ線は
コリメータ２１０により指向性を得てＸ線検出器２０４
によって検出されるが、その際、上記の回転円盤２０９
を患者の周りに回転させることにより、Ｘ線を照射する
方向を変えながら（スキャンしながら）、Ｘ線検出器２
０４を用いてＸ線を検出する。この検出された計測デー
タは、投影データ形成装置２０７に転送され、ここでは
心電計２０６により計測される患者の心電情報（上記図
２やそれに関する記載を参照）と、測定制御装置２１２
から得られる撮影条件から、上記一の実施の形態により
説明した方法によって、モーションアーチファクトの少
ない投影データを形成する。また、このようにして得ら
れた投影データは、さらに、画像処理装置２０８によっ
てＣＴ画像に再構成され、表示装置２０５上に３次元の
動画画像として出力される。

【００３８】次に、図１４を用いて、スキャン周期と心
周期とが完全に同期する１例を説明する。なお、この図
１４（Ａ）には、Ｘ線ＣＴ装置の投影データ形成装置２
０７における分割投影データ収集のタイミングが示され
ている。また、図１４（Ｂ）には、上記図１４（Ａ）に
示す「１８０度＋ファン角≒２４０度」の期間における
分割投影データ収集タイミングの拡大図が示されてい
る。

【００３９】この図１４（Ａ）の横軸は時間（ｔ）であ
り、また、その縦軸は患者テーブル（図１３における符
号３を参照）の直線移動方向（Ｚ軸）の位置である。ま
た、この横軸下方には心電計２０６からのＥＣＧ信号を
図示し、時間方向（ｔ）での心拍動の位置を示してい
る。なお、この時の撮影条件は、螺旋ピッチ１、４列の
検出器とし、スキャン周期と心周期の比が６：７の場合
を想定した。ここで螺旋ピッチはＺ軸方向の検出素子配
列ピッチに対する比として定義される。

【００４０】この図１４（Ａ）の縦軸には、４本の斜め
線が螺旋スキャンを行った場合の回転中心における４個
の検出素子の軌跡を示している。また、検出素子の中心
軌跡上の太線は、上記の実施の形態でも説明した、心時
相の等しい分割投影データを示しており、ここでは、そ
れぞれの分割投影データをａｌ，ａ２，ａ３，ａ４とし
た。また、ここでは、分割投影データの収集方法が理解
しやすいように、第１スキャン目に収集後の投影データ
を示し、図１４（Ｂ）の下方の４つに区切られた方形
は、収集後の投影データの拡大図であり、区切られたそ
れぞれの部分は収集された各々の分割投影データを示
し、かつ、図中には、それぞれの分割投影データの検出
器データ、スキャン開始からのスキャン数、そして、投
影角範囲を明示している。

【００４１】このようにスキャン周期と心周期の比が
６：７の場合、第１列検出器の第１スキャン投影角０〜
６０度の分割投影データａ１、第２列検出器の第２スキ
ャン投影角６０〜１２０度の分割投影データａ２、第３
列検出器の第３スキャン投影角１２０〜１８０度の分割
投影データａ３、そして、第４列検出器の第４スキャン
投影角１８０〜２４０度の分割投影データａ４は、それ
ぞれがＥＣＧ信号において同範囲の分割投影データであ
って、同じデータ幅を持った４個の分割投影データから
画像再構成に必要となる１８０度にＸ線源のファン角を
加えた投影角度（約２４０度）分の投影データの収集に
成功していることが明らかであろう。

【００４２】以上のアルゴリズムを用いて収集した投影
データを画像再構成することにより、時間分解能がスキ
ャンタイムの６分の１、且つモーションアーチファクト
が少ない再構成画像を得ることが可能である。なお、上
記図１４の撮影条件では、本来、モーションアーチファ
クトが少ない投影データを形成することが可能であるの
で、この撮影条件を、ここでは理想の条件とする。

【００４３】しかし、上記図１４で説明した投影データ
収集法を適用できる条件は、スキャン周期と心周期の比
が６：７の場合に限られており、この比とは異なる条件
下で上記図１４の投影データ収集法を適用した場合、心
時相の等しい分割投影データを収集することができず、
モーションアーチフアクトが少ない再構成画像を得るこ
とは不可能である。

【００４４】上記の問題点に対する対策として、例え
ば、スキャンタイムを機械的に変更して、理想的な条件
に近づけることも可能であるが、しかしながら、機械的
変更により微調整できるスキャンタイムの範囲には限界
があり、そのため、心時相の等しい分割投影データを収
集することはできず、モーションアーチファクトが少な
い再構成画像を得ることは不可能である。

【００４５】そこで、本発明では、分割投影データの分
割数および分割投影データ幅を患者の心周期によって調
整することによって、モーションアーチファクトが少な
い再構成画像を得る投影データ収集法を提案するもので
あり、その詳細について、以下に図１５を用いて説明す
る。

【００４６】この図１５に示される内容は、上記図１４
と同様である。但し、撮影条件は螺旋ピッチ１、４列検
出器とし、スキャン周期と心周期の比が３６：４３の場
合を想定している。この比は、上記に説明した理想の条
件と比べて、Ｘ線源が１０度移動するのに要する時間だ
けスキャンタイムよりも心周期が長い場合の比である。
また、収集する分割投影データをそれぞれｂ１，ｂ２，
ｂ３，ｂ４とした。

【００４７】スキャン周期と心周期の比が３６：４３の
場合、第１列検出器の第１スキャン投影角０〜７０度の
分割投影データｂ１、第２列検出器の第２スキャン投影
角７０〜１４０度の分割投影データｂ２、第３列検出器
の第３スキャン投影角１４０〜２１０度の分割投影デー
タｂ３、そして、第４列検出器の第４スキャン投影角２
１０〜２４０度の分割投影データｂ４とを組み合わせ
て、画像再構成に必要となる１８０度にＸ線源のファン
角を加えた投影角度（約２４０度）分の投影データを収
集している（図１５（Ｂ）の拡大図参照）。

【００４８】この図１５の分割投影データ収集法は、上
記図１４の場合と比べて、分割投影データｂ１、ｂ２、
ｂ３のデータ幅をそれぞれ１０度ずつ増加させ、一方、
ｂ４のデータ幅をｂ１、ｂ２、ｂ３のデータ幅の増加角
度の合計である３０度だけ減少させ、３０度としたのが
特徴である。またｂ２、ｂ３、ｂ４の分割投影データ開
始角度をそれぞれ、１０度，２０度，３０度ずつ増加さ
せ、これにより、ｂ１、ｂ２、ｂ３、ｂ４はそれぞれ心
時相の等しい分割投影データとなっている（図１５
（Ａ）最下段のＥＣＧ信号（心拍信号）を参照）。

【００４９】この図１５に示すように、分割投影データ
のデータ幅を調整する分割投影データ収集法を用いて収
集した投影データを画像再構成することによれば、時間
分解能がスキャンタイムの３６分の７、且つ、モーショ
ンアーチフアクトが少ない再構成画像を得ることが可能
となる。

【００５０】このように、上記図１５では、スキャンタ
イムと心周期の比が３６：４３の場合（理想の条件と比
べて、Ｘ線源が１０度移動するのに要する時間だけスキ
ャンタイムよりも心周期が長い場合の比）の分割投影デ
ータ収集法を示したが、さらにスキャンタイムと心周期
の差が大きい場合でも、同様に、収集する分割投影デー
タの数を変更することによって、心時相の等しい投影デ
ータを収集することが可能である。

【００５１】図１６には、スキャンタイムと心周期の比
が１８：２３の場合（理想の条件と比べて、Ｘ線源が２
０度移動するのに要する時間だけスキャンタイムよりも
心周期が長い場合の比）の分割投影データ収集法を示し
た。なお、ここでは、説明の重複を避けるため、拡大図
のみを図示し、分割投影データをそれぞれｃ１、ｃ２、
ｃ３とした。そして、これら分割投影データｃ１、ｃ
２、ｃ３のデータ幅をそれぞれ２０度づつ増加させ、収
集する分割投影データを３個に減少させることによっ
て、やはり上記と同様に、モーションアーチファクトが
少ない投影データを得ることが可能となる。

【００５２】この図１６の分割投影データのデータ幅を
調整する分割投影データ収集法を用いて収集した投影デ
ータを画像再構成することにより、時間分解能がスキャ
ンタイムの９分の２、且つ、モーションアーチフアクト
が少ない再構成画像を得ることが可能である。

【００５３】また、以上に述べた図１４〜図１６で説明
した以外のスキャン周期と心周期の比の場合でも、上記
と同様に、患者の心周期に合わせて分割投影データの幅
と分割投影データ数を調整し、心時相の等しい分割投影
データを収集することによって、モーションアーチファ
クトの少ない投影データを形成することが可能である。

【００５４】しかし、あまりに理想の条件（即ち、スキ
ャン周期と心周期の比が６：７）から外れた条件の場
合、本発明を利用すると、得られる分割投影データ数が
少なくなり、且つ、分割投影データ幅も大きくなり、得
られる再構成画像のモーションアーチファクトは多くな
る。そのため、よりモーションアーチファクトが少ない
再構成画像を得るためには、測定時のスキャンタイムを
予め理想の条件に近くなるように設定しておき、本発明
を利用することが望ましい。

【００５５】また、分割投影データ収集を行うと、分割
投影データの境界部分では心時相が急激に変化するた
め、心臓断層像を作成した際にモーションアーチファク
トが発生する。この現象を解決するには、それぞれの分
割投影データのデータ幅を広めに設定し、それぞれの分
割投影データの境界付近のデータに重み付け処理を行
い、隣り合う分割投影データの境界部分を足し合わせて
重ねあわせるなどの手段が考えられる。

【００５６】また、不整脈など患者の心拍動が不規則に
なった場合でも、心電計から得られる心拍動の情報（即
ち、上記のＥＣＧ信号）を用いて分割投影データのデー
タ幅、収集してくるデータ数を調整することにより、本
発明を利用することが可能である。

【００５７】続いて、上記のようにして得られた投影デ
ータ作成後の画像再構成方法について、図１７，１８，
１９，２０を用いて説明する。すなわち、任意のスライ
ス位置の心臓断層像を得るには、作成した投影データに
幾つかの処理を施す必要がある。まず、図１７には、心
臓断層を得るまでの処理の流れを示した。前述の様に患
者の心拍数、撮影条件から分割投影データの分割数、デ
ータ幅を求め（ｓｔｅｐ１１）、分割投影データを収集
することによって投影データを作成する（ｓｔｅｐ１
２）。なお、上記に説明した図１４，１５，１６におい
ては、一つの投影データの収集方法についての例を示し
たが、しかしながら実際には、スライス位置の異なる複
数の投影データの収集も可能である。そこで、この複数
の投影データの作成について、以下に、図１８を用いて
説明する。

【００５８】まず、図１８には、上記図１４で示した理
想の条件における投影データの作成方法例を示した。４
列の検出器のデータからスライス範囲の異なる３個の投
影データを作成している。得られる投影データをＲ１，
Ｒ２，Ｒ３とし、収集してきた分割投影データそれぞれ
について、用いた検出器データ、スキャン開始からのス
キャン数、投影角範囲を示した。また、第１スキャンを
基準として、それ以前のスキャンをマイナスで示してい
る。この３個の投影データからあるスライス位置におけ
る心臓断層像を得るための２種類の方法を説明する。

【００５９】１つ目の方法について、上記図１７と共に
図１９を用いて説明する。この図１９の縦軸はスライス
方向位置を示しており、点線で示されたスライス位置の
心臓断層像を求めることとする。そのため、まず、３個
の投影データＲ１，Ｒ２，Ｒ３それぞれに対してＺ軸方
向の重み付け処理を行い（上記図１７のｓｔｅｐ１
３）、これにより、あるスライス位置の投影データを作
成する。次に、処理後の投影データＲ１’、Ｒ２’，Ｒ
３’のそれぞれに対して画像再構成を行い（ｓｔｅｐ１
４）、スライス位置の異なる３個の心臓断層像を得る。
そして、最終的に得られた３個の心臓断層像ｉｍｇ１，
ｉｍｇ２，ｉｍｇ３から、内挿、または外挿の補間処理
（Ｚ軸方向補間処理）を用いて（ｓｔｅｐ１５）、任意
のスライス位置の心臓断層像ｉｍｇを得ることができ
る。

【００６０】次に、２つ目の方法について、図２０を用
いて説明する。この方法では作成した３個の投影データ
Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３から、内挿、または外挿を用いたスラ
イス方向の補間を行い、任意のスライス位置の投影デー
タＲ’を得る（Ｚ軸方向補間処理）ものである（上記図
１７のｓｔｅｐ１６）。その次に、投影データＲ’に対
して画像再構成を行う（ｓｔｅｐ１７）ことにより、任
意のスライス位置の心臓断層像ｉｍｇを得ることができ
る。

【００６１】更に、図２１を用いて、操作者が指示した
任意の心時相における、画像再構成に必要な投影角度範
囲の投影データを形成する手法について説明する。この
図２１は、上記図１４と同様の条件における、各心時相
の分割投影データの収集方法を示しており、すなわち、
撮影条件は螺旋ピッチ１、４列検出器とし、スキャン周
期と心周期の比が６：７の場合を想定したものである。
前述した通り、この理想の条件下では、心時相が等し
く、データ幅の等しい４個の分割投影データを用いてモ
ーションアーチファクトの少ない再構成画像を得ること
が可能である。

【００６２】図において、最も上方には心電波形（ＥＣ
Ｇ信号）を示し、その下方には、１心拍を７個の心時相
に分割した場合のそれぞれの心時相を、ＡからＧの英字
で表した。その下方には、４個の検出器それぞれの投影
データを帯状の方形で図示しており、１スキャンを分割
投影データの投影角度幅で区切り、各分割投影データを
投影角度の小さい順番に１から６の数字で表している。
また、分割投影データ収集方法が分かり易いように、第
２列検出器の投影データは第２スキャンから、第３列検
出器の投影データは第３スキャンから、第４列検出喪の
投影データは第４スキャンから収集されている様子を図
示している。また、この図からは、スキャン周期と心周
期との比が６：７の条件下であるので、スキャンが進む
に連れて、各検出器の分割投影データ１〜６の心時相が
１心時相ずれることが分かるであろう。また、図の最も
下方には、分割投影データ収集後の投影データを図示し
た。例えば、Ａの心時相の投影データを形成する場合、
縦に直列に並ぶ４個の分割投影データ（二重線で囲まれ
た部分）を収集し、画像再構成に必要な投影データを得
ることが可能である。また、同様にＢ、Ｇの心時相につ
いても投影データ形成の例が図示されている。

【００６３】次に、任意の心時相の投影データを形成す
る一例として、心時相Ａと心時相Ｂのちょうど中間の心
時相をもった投影データを形成することを考える。この
場合、まず、それぞれの検出器の投影データにおける分
割投影データの先頭投影角度を、分割投影データの投影
角度範囲の半分の角度（３０度）だけＸ線源の進行方向
へ移動させる。各々の検出器における先頭投影角度変更
後の投影データを、変更前の投影データ列の下方に示
し、各分割投影データを１．５、２．５、…６．５とし
た。

【００６４】この場合にも、上記した心時相Ａの投影デ
ータを形成した場合と同様に、分割投影データの先頭投
影角度の移動後の分割投影データを収集することで、心
時相Ａと心時相Ｂの中間の心時相における投影データを
形成することができる。収集後の投影データをこの図２
１下方に、心時相Ａ〜Ｂの投影データとして図示した。
また、同様の収集方法で、心時相Ｂと心時相Ｃの中間の
心時相の投影データなど、各心時相の中間の心時相の投
影データを収集することが可能である。

【００６５】このように、分割投影データの先頭投影角
度を移動させることにより、各心時相の中間の心時相の
投影データを収集する方法を説明したが、これによれ
ば、分割投影データの先頭投影角度の移動量を変更する
ことにより、任意の心時相の投影データを形成すること
が可能であることがわかる。

【００６６】また、分割投影データの先頭投影角度の移
動量が任意の投影角度だけ異なる投影データを複数作成
し、それぞれを画像再構成することによって、任意の時
間間隔の心時相における心臓断層像を複数枚作成するこ
とが可能であることもわかる。

【００６７】また、同様の方法で体軸方向（スライス方
向）の異なる複数箇所の位置においても、任意の時間間
隔の心時相における再構成画像を作成し、同じ心時相を
持った再構成画像を体軸方向に集合することによって、
任意の時間間隔の心時相における心臓全体の断層画像、
即ち、三次元画像を作成することが可能であることもわ
かるであろう。

【００６８】また、上記のようにして得られた三次元画
像を、心時相の順番に表示装置（図１３の符号２０６を
参照）上に表示することにより、途切れなくスムーズに
拍動する心臓の三次元動画、即ち、四次元画像を得るこ
とが可能であることがわかる。

【００６９】

【発明の効果】以上に詳細に説明したように、本発明に
なるＸ線ＣＴ装置によれば、特に螺旋スキャン時におけ
る投影データの不連続性を解消し、特に、これにより得
られる心臓断層像は、心臓のモーションアーチファクト
が少ない良好な断層画像を得ることが可能となる。

【００７０】また、上記本発明になるＸ線ＣＴ装置によ
り得られる連続性の分割投影データを利用して、任意の
スライス位置及び心時相の投影データを形成することが
可能であり、これらを適宜組み合わせ、あるいは、集合
することにより、任意の時間間隔の心時相における心臓
全体の断層画像、その三次元画像、さらには、心臓の三
次元動画などを、モーションアーチファクトを低減し、
途切れなくスムーズに作成することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施例の基本構成を示すブロック図で
ある。

【図２】心電波形の説明図である。

【図３】レトロペクティブＥＣＧゲートの説明図であ
る。

【図４】レトロペクティブＥＣＧゲートの説明図であ
る。

【図５】本発明の流れを示す図である。

【図６】複数列検出器におけるレトロペクティプＥＣＧ
ゲートの説明図である。

【図７】複数列検出器におけるレトロペクティプＥＣＧ
ゲートの説明図である。

【図８】補間方法の説明図である。

【図９】複数列検出器におけるレトロペクティブＥＣＧ
ゲートの説明図である。

【図１０】不連続投影データの説明図である。

【図１１】不連続投影データの説明図である。

【図１２】不連続領域の補間説明図である。

【図１３】本発明の一実施の形態になるマルチスライス
Ｘ線ＣＴ装置の構成の概略を示す図である。

【図１４】上記本発明のＸ線ＣＴ装置における投影デー
タ形成装置の分割投影データ収集の一例を示す図であ
る。

【図１５】上記本発明のＸ線ＣＴ装置における投影デー
タ形成装置の分割投影データ収集の他の一例を示す図で
ある。

【図１６】やはり、上記本発明のＸ線ＣＴ装置における
投影データ形成装置の分割投影データ収集のさらに他の
一例を示す図である。

【図１７】上記本発明のＸ線ＣＴ装置における投影デー
タ形成装置と画像処理装置が行う処理の流れを示す図で
ある。

【図１８】上記図１７で示される処理の詳細を説明する
図である。

【図１９】やはり、上記図１７で示される処理の詳細を
説明する図である。

【図２０】やはり、上記図１７で示される処理の詳細を
説明する図である。

【図２１】本発明のＸ線ＣＴ装置における投影データ形
成装置での、任意の心時相をもった分割投影データ収集
の一例を示す図である。

【符号の説明】

１０Ｘ線ＣＴ装置１１算出ユニット１２被検体１３処理装置８０，８１検出器の軌跡２０２スキャナガントリ部２０６心電計２０７投影データ形成装置

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者宮崎靖東京都千代田区内神田１丁目１番14号株式会社日立メディコ内Ｆターム(参考） 4C093 AA22 BA10 CA13 DA02 EB17 EB18 FA47 FA55 FC23 FD07 FD12 FF42

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】心臓用ＥＣＧゲート機能を備えたＸ線Ｃ
Ｔ装置において、被検体の心拍数とＣＴスキャナーのス
キャンスピードから、心拍周期とスキャン周期の同期信
号を求める同期ユニットと、この同期ユニットをもとに
各スキャン周期から心拍時相の合う投影データを収集す
る投影データ算出ユニットと、を具備したことを特徴と
するＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】上記投影データ算出ユニットは、螺旋ス
キャン時に、各スキャン周期から心拍時相の合う投影デ
ータを収集する際、心拍とスキャン周期によって生じる
ベッド方向の不連続領域を対向データで補う補間手段を
有し、この補間によりベッド方向に不連続な投影データ
を算出することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ
装置。
【請求項３】上記投影データ算出ユニットは、螺旋ス
キャン時に、各スキャン周期から心拍時相の合う投影デ
ータを収集する際、心拍とスキャン周期によって生じる
ベット方向の不連続領域を近傍の心拍時相が同一の投影
データを用いた補間で補う補間手段を有し、この補正に
よりベッド方向に不連続な投影データを算出することを
特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】上記投影データ算出ユニットは、さら
に、収集した心拍時相の合う投影データから、任意のス
ライス位置の心臓断層像を作成することにより心臓断層
動画を得て表示することを特徴とする請求項１に記載の
Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項５】上記投影データ算出ユニットは、さら
に、収集した心拍時相の合う投影データから、任意の心
拍時相の心臓断層像を作成することにより心臓断層動画
を得て表示することを特徴とする請求項１に記載のＸ線
ＣＴ装置。
【請求項６】上記投影データ算出ユニットは、さら
に、得られた任意の心拍時相の心臓断層像を各々の心拍
時相ごとに体軸方向に複数集合することによって心臓の
三次元画像を得て表示することを特徴とする請求項４に
記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】上記投影データ算出ユニットは、さら
に、得られた三次元画像を心拍時相の順番に表示するこ
とにより心臓の三次元像の動画を得ることを特徴とする
請求項５又は６に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】上記投影データ算出ユニットは、投影デ
ータから心拍時相の等しい分割投影データを収集する
際、分割投影データの先頭投影角度とデータ数とデータ
幅との少なくとも１つを調整することによって、任意の
心拍時相に等しく、かつ、画像再構成に必要な投影角度
範囲の投影データを形成することを特徴とする請求項１
に記載のＸ線ＣＴ装置。