JP2003164446A - 心臓イメージング方法及び装置 - Google Patents
心臓イメージング方法及び装置Info
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 不整脈の存在によらず、心臓の正しいＣＴ断
層像が得られることを課題とする。 【解決手段】 心臓の所定心位相に対応するスキャンデ
ータを複数心拍に分けて抽出すると共に、各抽出データ
を組み合わせて１スライス当たりのＣＴ断層像を再構成
する心臓イメージング方法において、心臓のスキャンと
同時に計測された心電波形データに基づき不整脈を検出
すると共に、不整脈が検出された心拍に対応するスキャ
ンデータを抽出しないものである。
層像が得られることを課題とする。 【解決手段】 心臓の所定心位相に対応するスキャンデ
ータを複数心拍に分けて抽出すると共に、各抽出データ
を組み合わせて１スライス当たりのＣＴ断層像を再構成
する心臓イメージング方法において、心臓のスキャンと
同時に計測された心電波形データに基づき不整脈を検出
すると共に、不整脈が検出された心拍に対応するスキャ
ンデータを抽出しないものである。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は心臓イメージング方
法及び装置に関し、更に詳しくは心臓の所定心位相に対
応するスキャンデータを複数心拍に分けて抽出すると共
に、各抽出データを組み合わせて１スライス当たりのＣ
Ｔ断層像を再構成する心臓イメージング方法及び装置に
関する。
法及び装置に関し、更に詳しくは心臓の所定心位相に対
応するスキャンデータを複数心拍に分けて抽出すると共
に、各抽出データを組み合わせて１スライス当たりのＣ
Ｔ断層像を再構成する心臓イメージング方法及び装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術】図６〜図８は従来技術を説明する図
（１）〜（３）であり、そのうちの図６（Ａ）には典型
的な心電波形を示す。図において、今、心拍数が７５／
分であるとすると、その心拍周期は８００ｍｓとなり、
この期間内に図示の様な心電波形（Ｐ波〜Ｕ波）が現れ
る。
（１）〜（３）であり、そのうちの図６（Ａ）には典型
的な心電波形を示す。図において、今、心拍数が７５／
分であるとすると、その心拍周期は８００ｍｓとなり、
この期間内に図示の様な心電波形（Ｐ波〜Ｕ波）が現れ
る。
【０００３】図６（Ｂ）に上記心電波形に対応させた心
臓の動作を示す。図の（ａ）において、Ｐ波のタイミン
グでは、心房が興奮(収縮）し、これにより大静脈及び
肺静脈からの血流が心室の側に流れ込む。図の（ｂ）に
おいて、続くＱＲＳ波のタイミングでは、前記心房が興
奮（収縮）からさめると共に、心室が興奮（収縮)し、
これにより上記心室に蓄えられた血流が大動脈及び肺動
脈の側に押し出される。図の（ｃ）において、続くＴ波
のタイミングでは前記心室が興奮（収縮）からさめる。
そして、続くＵ波のタイミングでは、心臓の動きは最も
緩やかなものとなっている。
臓の動作を示す。図の（ａ）において、Ｐ波のタイミン
グでは、心房が興奮(収縮）し、これにより大静脈及び
肺静脈からの血流が心室の側に流れ込む。図の（ｂ）に
おいて、続くＱＲＳ波のタイミングでは、前記心房が興
奮（収縮）からさめると共に、心室が興奮（収縮)し、
これにより上記心室に蓄えられた血流が大動脈及び肺動
脈の側に押し出される。図の（ｃ）において、続くＴ波
のタイミングでは前記心室が興奮（収縮）からさめる。
そして、続くＵ波のタイミングでは、心臓の動きは最も
緩やかなものとなっている。
【０００４】正常な心臓では、このような心電波形が略
規則正しく繰り返される。但し、心臓が正常であって
も、心拍数（１分当たりのＲ波信号の発生数）は被検体
の体調によっても様々であり、例えば心拍数が１２０／
分であるとすると、その心拍周期は５００ｍｓとなり、
この期間内に図示のようなＰ波〜Ｕ波が現れることにな
る。
規則正しく繰り返される。但し、心臓が正常であって
も、心拍数（１分当たりのＲ波信号の発生数）は被検体
の体調によっても様々であり、例えば心拍数が１２０／
分であるとすると、その心拍周期は５００ｍｓとなり、
この期間内に図示のようなＰ波〜Ｕ波が現れることにな
る。
【０００５】従来、このような動く心臓のＣＴ断層像を
再構成する方法としては、所謂マルチセクタリコン（Ｍ
ＳＲ：Multi-Sector Reconstruction）方法が知られて
いる。この方法では、心臓部位のスキャン読取と同時
に、別途心電計で心電波形を計測・記録しておくと共
に、各Ｒ波信号（即ち、Ｒ波信号のピーク位置）から一
定位相α及び一定サイズβの複数の投影データ（セクタ
データ）を抽出し、これらを組み合わせることで、心臓
の所定心位相（好ましくは動きの少ないＵ期）における
ＣＴ断層像を再構成する。以下、具体的に説明する。
再構成する方法としては、所謂マルチセクタリコン（Ｍ
ＳＲ：Multi-Sector Reconstruction）方法が知られて
いる。この方法では、心臓部位のスキャン読取と同時
に、別途心電計で心電波形を計測・記録しておくと共
に、各Ｒ波信号（即ち、Ｒ波信号のピーク位置）から一
定位相α及び一定サイズβの複数の投影データ（セクタ
データ）を抽出し、これらを組み合わせることで、心臓
の所定心位相（好ましくは動きの少ないＵ期）における
ＣＴ断層像を再構成する。以下、具体的に説明する。
【０００６】図７は従来のＸ線ＣＴ装置によるマルチセ
クタリコン方法を説明する図で、被検体に不整脈が無い
通常の場合を示している。図において、Ｘ線管３１から
のＸ線ファンビームは被検体１００を透過してＸ線検出
器３３に一斉に入射し、対応する投影データｇ（Ｘ，
θ）が得られる。ここで、ＸはＸ線検出器のチャネル番
号、θはビュー(投影）角を表す。更に、ガントリ３５
が回転した各ビュー角θで上記同様のＸ線撮影を行い、
こうしてガントリ１回転分の投影データを収集・蓄積す
る。また同時に、アキシャル／ヘリカルスキャン方式に
従って撮影テーブル２０を被検体体軸ＣＬｂの方向に間
欠的／連続的に移動させ、こうして被検体の所要撮影領
域（心臓領域）についての全投影データを収集・蓄積す
る。
クタリコン方法を説明する図で、被検体に不整脈が無い
通常の場合を示している。図において、Ｘ線管３１から
のＸ線ファンビームは被検体１００を透過してＸ線検出
器３３に一斉に入射し、対応する投影データｇ（Ｘ，
θ）が得られる。ここで、ＸはＸ線検出器のチャネル番
号、θはビュー(投影）角を表す。更に、ガントリ３５
が回転した各ビュー角θで上記同様のＸ線撮影を行い、
こうしてガントリ１回転分の投影データを収集・蓄積す
る。また同時に、アキシャル／ヘリカルスキャン方式に
従って撮影テーブル２０を被検体体軸ＣＬｂの方向に間
欠的／連続的に移動させ、こうして被検体の所要撮影領
域（心臓領域）についての全投影データを収集・蓄積す
る。
【０００７】図中、スキャンＳ１〜Ｓ６はガントリ３５
の周回数を表しており、このうちの実線はビュー角０°
〜１８０°（紙面手前側）、破線はビュー角１８０°〜
３６０°（紙面裏側）の各スキャン軌跡を表す。この場
合に、アキシャルスキャンではガントリ３５の周回毎に
撮影テーブル２０を移動し、またヘリカルスキャンでは
ガントリ３５の周回と同時に撮影テーブル２０を移動さ
せる。上記何れにしても、心臓の所要スライス位置のＣ
Ｔ断層像を再構成するための投影データｈ（Ｘ，θ）が
スキャンデータｇ（Ｘ，θ）から直接的又は間接的（補
間等）により得られる。
の周回数を表しており、このうちの実線はビュー角０°
〜１８０°（紙面手前側）、破線はビュー角１８０°〜
３６０°（紙面裏側）の各スキャン軌跡を表す。この場
合に、アキシャルスキャンではガントリ３５の周回毎に
撮影テーブル２０を移動し、またヘリカルスキャンでは
ガントリ３５の周回と同時に撮影テーブル２０を移動さ
せる。上記何れにしても、心臓の所要スライス位置のＣ
Ｔ断層像を再構成するための投影データｈ（Ｘ，θ）が
スキャンデータｇ（Ｘ，θ）から直接的又は間接的（補
間等）により得られる。
【０００８】今、ガントリ３５のスキャン速度＝０．５
ｓｅｃ／１回転とすると、スキャンＳ１〜Ｓ６でガント
リ６回転分の投影データｇ（Ｘ，θ）が蓄積される。こ
れと同時に、別途心電計（不図示）で計測した心電波形
が記録され、スキャンとの間では例えば図示のような位
相関係にあったとする。
ｓｅｃ／１回転とすると、スキャンＳ１〜Ｓ６でガント
リ６回転分の投影データｇ（Ｘ，θ）が蓄積される。こ
れと同時に、別途心電計（不図示）で計測した心電波形
が記録され、スキャンとの間では例えば図示のような位
相関係にあったとする。
【０００９】図７において、最初は信号Ｒ１から時間α
経過した時点の時間β分の投影データｈ１（Ｘ，θ）を
抽出する。これを挿入図（ａ）のビュー角θで示すと、
最初の投影データｈ１（Ｘ，θ）は、スキャンＳ２の略
ビュー角π／２で始まって略ビュー角πで終了する。
経過した時点の時間β分の投影データｈ１（Ｘ，θ）を
抽出する。これを挿入図（ａ）のビュー角θで示すと、
最初の投影データｈ１（Ｘ，θ）は、スキャンＳ２の略
ビュー角π／２で始まって略ビュー角πで終了する。
【００１０】ところで、所謂ハーフリコン方式では、被
検体（心臓）のあるスライス面について、少なくともビ
ュー角１８０°分の投影データｈ（Ｘ，θ）が必要であ
るが、これを上記の如く１回分のスキャンデータ（抽出
データ）ではカバーできない場合には、前後２回分以上
の抽出データを繋ぎ合わせることて１スライス面の画像
を再構成する。
検体（心臓）のあるスライス面について、少なくともビ
ュー角１８０°分の投影データｈ（Ｘ，θ）が必要であ
るが、これを上記の如く１回分のスキャンデータ（抽出
データ）ではカバーできない場合には、前後２回分以上
の抽出データを繋ぎ合わせることて１スライス面の画像
を再構成する。
【００１１】挿入図（ｂ）に２回目の投影データｈ２
（Ｘ，θ）とビュー角θの関係を示す。２つ目の投影デ
ータｈ２（Ｘ，θ）は、スキャンＳ３の略ビュー角１１
π／６で始まってスキャンＳ４の略ビュー角π／３で終
了する。そして、この例では、これら２つの投影データ
ｈ１（Ｘ，θ），ｈ２（Ｘ，θ）を繋ぎ合わせること
で、心臓の動きの少ないＵ期のＣＴ断層像を再構成する
に必要な略１８０°分の投影データｈ（Ｘ，θ）が取得
可能となる。
（Ｘ，θ）とビュー角θの関係を示す。２つ目の投影デ
ータｈ２（Ｘ，θ）は、スキャンＳ３の略ビュー角１１
π／６で始まってスキャンＳ４の略ビュー角π／３で終
了する。そして、この例では、これら２つの投影データ
ｈ１（Ｘ，θ），ｈ２（Ｘ，θ）を繋ぎ合わせること
で、心臓の動きの少ないＵ期のＣＴ断層像を再構成する
に必要な略１８０°分の投影データｈ（Ｘ，θ）が取得
可能となる。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】しかし、上記従来の如
く、一律にＲ波信号から一定時間αを経過した時点の各
投影データを抽出する方式であると、もし被検体１００
に不整脈があった場合には、再構成したＣＴ断層像にア
ーチファクト（偽像）が生じてしまう。以下、これを図
８を参照して具体的に説明する。
く、一律にＲ波信号から一定時間αを経過した時点の各
投影データを抽出する方式であると、もし被検体１００
に不整脈があった場合には、再構成したＣＴ断層像にア
ーチファクト（偽像）が生じてしまう。以下、これを図
８を参照して具体的に説明する。
【００１３】図８は被検体に不整脈がある場合を示して
いる。図において、この例では心拍Ｒ２の区間では心室
の期外収縮Ｒ３（典型的な不整脈の一例）が生じてお
り、もしこのような不整脈が生じると、信号Ｒ２から一
定時間αを遅延した時点の実際の心臓は、心拍Ｒ２に対
応する動きの小さいＵ期の心臓ではなく、心拍Ｒ３にお
ける動きの大きいＱＲＳ期（心室興奮期）にあるため、
このときの心臓は大きく変形又は動いており、よって従
来は、このためにＵ期の心臓を正しく再構成できない場
合があった。
いる。図において、この例では心拍Ｒ２の区間では心室
の期外収縮Ｒ３（典型的な不整脈の一例）が生じてお
り、もしこのような不整脈が生じると、信号Ｒ２から一
定時間αを遅延した時点の実際の心臓は、心拍Ｒ２に対
応する動きの小さいＵ期の心臓ではなく、心拍Ｒ３にお
ける動きの大きいＱＲＳ期（心室興奮期）にあるため、
このときの心臓は大きく変形又は動いており、よって従
来は、このためにＵ期の心臓を正しく再構成できない場
合があった。
【００１４】本発明は上記従来技術の問題点に鑑みなさ
れたもので、その目的とする所は、不整脈の存在によら
ず、心臓の正しいＣＴ断層像が得られる心臓イメージン
グ方法及び装置を提供することにある。
れたもので、その目的とする所は、不整脈の存在によら
ず、心臓の正しいＣＴ断層像が得られる心臓イメージン
グ方法及び装置を提供することにある。
【００１５】
【課題を解決するための手段】上記の課題は例えば図１
の構成により解決される。即ち、本発明（１）の心臓イ
メージング方法は、心臓の所定心位相に対応するスキャ
ンデータを複数心拍に分けて抽出すると共に、各抽出デ
ータを組み合わせて１スライス当たりのＣＴ断層像を再
構成する心臓イメージング方法において、心臓のスキャ
ンと同時に計測された心電波形データに基づき不整脈を
検出すると共に、不整脈が検出された心拍に対応するス
キャンデータを抽出しないものである。
の構成により解決される。即ち、本発明（１）の心臓イ
メージング方法は、心臓の所定心位相に対応するスキャ
ンデータを複数心拍に分けて抽出すると共に、各抽出デ
ータを組み合わせて１スライス当たりのＣＴ断層像を再
構成する心臓イメージング方法において、心臓のスキャ
ンと同時に計測された心電波形データに基づき不整脈を
検出すると共に、不整脈が検出された心拍に対応するス
キャンデータを抽出しないものである。
【００１６】図１に心電波形とスキャンデータ（ビュー
角θに対応）の一例を示す。この例の心拍は０．８ｓ，
０．４ｓ，０．９ｓの態様で現れており、これをＲ波信
号の発生時間間隔で見ると、信号Ｒ２と信号Ｒ３との間
が不整脈（心室期外収縮等）となっている。今、１スラ
イス面の画像再構成に必要なスキャンデータをビュー角
にして１８０°分であるとすると、この例では、２心拍
分の抽出データを組み合わせることで１スライス面を再
構成できるものとする。
角θに対応）の一例を示す。この例の心拍は０．８ｓ，
０．４ｓ，０．９ｓの態様で現れており、これをＲ波信
号の発生時間間隔で見ると、信号Ｒ２と信号Ｒ３との間
が不整脈（心室期外収縮等）となっている。今、１スラ
イス面の画像再構成に必要なスキャンデータをビュー角
にして１８０°分であるとすると、この例では、２心拍
分の抽出データを組み合わせることで１スライス面を再
構成できるものとする。
【００１７】しかるに、上記従来の如く各心拍のスキャ
ンデータを抽出する方式であると、動きの少ないＵ期の
抽出データＡ１と、動きの激しいＱＲＳ期の抽出データ
Ａ２とが合成されることになり、そのＣＴ断層像にはア
ーチファクトが生じる。この点、本発明（１）では、心
電波形データに基づき不整脈を検出すると共に、不整脈
が検出された心拍に対応するスキャンデータＡ２を抽出
しない。その結果、この例では次の心拍のスキャンデー
タＡ３が代わりに抽出され、よって動きの少ないＵ期の
抽出データＡ１，Ａ３が組み合わされることになるた
め、Ｕ期のスライス面を正しく再構成できる。
ンデータを抽出する方式であると、動きの少ないＵ期の
抽出データＡ１と、動きの激しいＱＲＳ期の抽出データ
Ａ２とが合成されることになり、そのＣＴ断層像にはア
ーチファクトが生じる。この点、本発明（１）では、心
電波形データに基づき不整脈を検出すると共に、不整脈
が検出された心拍に対応するスキャンデータＡ２を抽出
しない。その結果、この例では次の心拍のスキャンデー
タＡ３が代わりに抽出され、よって動きの少ないＵ期の
抽出データＡ１，Ａ３が組み合わされることになるた
め、Ｕ期のスライス面を正しく再構成できる。
【００１８】本発明（２）では上記本発明（１）におい
て、心電波形中のＲ波信号の発生間隔に基づき不整脈を
検出する。従って、期外収縮等の不整脈を高い信頼性で
検出できる。
て、心電波形中のＲ波信号の発生間隔に基づき不整脈を
検出する。従って、期外収縮等の不整脈を高い信頼性で
検出できる。
【００１９】本発明（３）では上記本発明（１）におい
て、各抽出データは、これらに対応するビュー角間で角
度のギャップや重複が生じないように抽出される。
て、各抽出データは、これらに対応するビュー角間で角
度のギャップや重複が生じないように抽出される。
【００２０】例えば抽出データＡ１がビュー角π／２〜
πから抽出されたとすると、抽出データＡ３は前記ビュ
ー角π／２〜πに接するようなビュー角π〜３π／２
（ビュー角０〜π／２でも良い）から抽出される。従っ
て、ハーフリコンに必要な１８０°分のスキャンデータ
を漏れなく重複なく効率よく抽出できる。
πから抽出されたとすると、抽出データＡ３は前記ビュ
ー角π／２〜πに接するようなビュー角π〜３π／２
（ビュー角０〜π／２でも良い）から抽出される。従っ
て、ハーフリコンに必要な１８０°分のスキャンデータ
を漏れなく重複なく効率よく抽出できる。
【００２１】なお、図の例では各心位相αで抽出したデ
ータＡ１，Ａ３がたまたま互いのビュー角を接している
が、常にこうなるとは限らない。そこで、データの抽出
開始は基本的には心位相αのタイミングを目安にする
が、各抽出データのビュー角間で角度のギャップや重複
が生じる場合には、心位相αのタイミングに対応するビ
ュー角から可能な（Ｕ期を逸脱しない）範囲内でデータ
の抽出ビュー角を前後にずらしてデータを抽出する。
ータＡ１，Ａ３がたまたま互いのビュー角を接している
が、常にこうなるとは限らない。そこで、データの抽出
開始は基本的には心位相αのタイミングを目安にする
が、各抽出データのビュー角間で角度のギャップや重複
が生じる場合には、心位相αのタイミングに対応するビ
ュー角から可能な（Ｕ期を逸脱しない）範囲内でデータ
の抽出ビュー角を前後にずらしてデータを抽出する。
【００２２】本発明（４）では上記本発明（３）におい
て、心電波形中のＲ波信号から所定位相α及びサイズβ
のスキャンデータを抽出すると共に、前後２つの抽出デ
ータのビュー角間に重複がある場合は、前側及び又は後
側の抽出データにおける重複データを削除する。
て、心電波形中のＲ波信号から所定位相α及びサイズβ
のスキャンデータを抽出すると共に、前後２つの抽出デ
ータのビュー角間に重複がある場合は、前側及び又は後
側の抽出データにおける重複データを削除する。
【００２３】例えば前後２つの抽出データＡ１，Ａ３の
ビュー角間に重複がある場合には、前側の抽出データＡ
１における後部の重複データを削除し、又は後側の抽出
データＡ３における前部の重複データを削除し、又は前
側及び後側の抽出データＡ１，Ａ３における重複データ
の各一方を分担して削除する。
ビュー角間に重複がある場合には、前側の抽出データＡ
１における後部の重複データを削除し、又は後側の抽出
データＡ３における前部の重複データを削除し、又は前
側及び後側の抽出データＡ１，Ａ３における重複データ
の各一方を分担して削除する。
【００２４】本発明（５）では上記本発明（３）におい
て、心電波形中のＲ波信号から所定位相及びサイズのス
キャンデータを抽出すると共に、前後２つの抽出データ
のビュー角間にギャップがある場合は、前側及び又は後
側における抽出データのビュー角をギャップの方向に拡
張してスキャンデータを抽出する。
て、心電波形中のＲ波信号から所定位相及びサイズのス
キャンデータを抽出すると共に、前後２つの抽出データ
のビュー角間にギャップがある場合は、前側及び又は後
側における抽出データのビュー角をギャップの方向に拡
張してスキャンデータを抽出する。
【００２５】例えば前後２つの抽出データＡ１，Ａ３の
ビュー角間にギャップ（隙間）がある場合には、前側の
抽出データＡ１のビュー角をギャップの方向（後方）に
拡張してスキャンデータを抽出し、又は後側の抽出デー
タＡ３のビュー角をギャップの方向(前方）に拡張して
スキャンデータを抽出し、又は前側及び後側の抽出デー
タＡ１，Ａ３の各ビュー角を夫々ギャップの方向に拡張
して互いに重複しないようにスキャンデータを抽出す
る。
ビュー角間にギャップ（隙間）がある場合には、前側の
抽出データＡ１のビュー角をギャップの方向（後方）に
拡張してスキャンデータを抽出し、又は後側の抽出デー
タＡ３のビュー角をギャップの方向(前方）に拡張して
スキャンデータを抽出し、又は前側及び後側の抽出デー
タＡ１，Ａ３の各ビュー角を夫々ギャップの方向に拡張
して互いに重複しないようにスキャンデータを抽出す
る。
【００２６】ところで、この図１の例では、不整脈の検
出によりに抽出されなかったデータＡ２の代わりのデー
タＡ３を直後の３心拍目から抽出できた。しかし、一般
には、１スライス面の画像再構成に３〜４心拍分からの
データ抽出が必要となる場合も少なくなく、このような
心拍数の進行と共に、被検体体軸方向のスキャン位置も
進んでしまうため、不整脈の検出により抽出されなかっ
た分のスキャンデータを、いつでも、直後の心拍区間か
ら抽出できるとは限らない。
出によりに抽出されなかったデータＡ２の代わりのデー
タＡ３を直後の３心拍目から抽出できた。しかし、一般
には、１スライス面の画像再構成に３〜４心拍分からの
データ抽出が必要となる場合も少なくなく、このような
心拍数の進行と共に、被検体体軸方向のスキャン位置も
進んでしまうため、不整脈の検出により抽出されなかっ
た分のスキャンデータを、いつでも、直後の心拍区間か
ら抽出できるとは限らない。
【００２７】このような場合でも、上記本発明（３）又
は（５）によれば、不整脈の検出によりデータを抽出さ
れずに生じたようなギャップを、該不整脈が検出された
区間の直前及び又は直後の区間のデータ抽出領域を拡張
することで、埋めることが可能となる。従って、１スラ
イス面当たりの画像再構成に必要なスキャンデータの抽
出が、被検体体軸方向のスキャン進行により制限を受け
るような場合でも、必要な分のスキャンデータを効率よ
く確保できる。
は（５）によれば、不整脈の検出によりデータを抽出さ
れずに生じたようなギャップを、該不整脈が検出された
区間の直前及び又は直後の区間のデータ抽出領域を拡張
することで、埋めることが可能となる。従って、１スラ
イス面当たりの画像再構成に必要なスキャンデータの抽
出が、被検体体軸方向のスキャン進行により制限を受け
るような場合でも、必要な分のスキャンデータを効率よ
く確保できる。
【００２８】本発明（６）のコンピュータ診断装置は、
心臓の所定心位相に対応するスキャンデータを複数心拍
に分けて抽出すると共に、各抽出データを組み合わせて
１スライス当たりのＣＴ断層像を再構成するコンピュー
タ診断装置において、心臓のスキャンと同時に計測され
た心電波形データに基づき不整脈を検出する不整脈検出
手段と、１スライス面の画像再構成に必要なスキャンデ
ータを各心拍における所定心位相のスキャンデータから
抽出するデータ抽出手段とを備え、データ抽出手段は、
不整脈が検出された心拍に対応するスキャンデータを抽
出しないものである。
心臓の所定心位相に対応するスキャンデータを複数心拍
に分けて抽出すると共に、各抽出データを組み合わせて
１スライス当たりのＣＴ断層像を再構成するコンピュー
タ診断装置において、心臓のスキャンと同時に計測され
た心電波形データに基づき不整脈を検出する不整脈検出
手段と、１スライス面の画像再構成に必要なスキャンデ
ータを各心拍における所定心位相のスキャンデータから
抽出するデータ抽出手段とを備え、データ抽出手段は、
不整脈が検出された心拍に対応するスキャンデータを抽
出しないものである。
【００２９】本発明（７）では上記本発明（６）におい
て、不整脈検出手段は、心電波形中のＲ波信号の発生間
隔に基づき不整脈を検出するものである。
て、不整脈検出手段は、心電波形中のＲ波信号の発生間
隔に基づき不整脈を検出するものである。
【００３０】本発明（８）では上記本発明（７）におい
て、不整脈検出手段は、心電波形中のＲ波信号の発生間
隔が先行する所定数心拍分の平均間隔よりも所定以上小
さいことにより不整脈を検出するものである。従って、
撮影中の脈拍（心拍）が緩やかに変動していても、これ
に追従して平均の心拍周期を適正に求められ、よって不
整脈を的確に検出できる。
て、不整脈検出手段は、心電波形中のＲ波信号の発生間
隔が先行する所定数心拍分の平均間隔よりも所定以上小
さいことにより不整脈を検出するものである。従って、
撮影中の脈拍（心拍）が緩やかに変動していても、これ
に追従して平均の心拍周期を適正に求められ、よって不
整脈を的確に検出できる。
【００３１】本発明（９）では上記本発明（７）におい
て、不整脈検出手段は、心電波形中のＲ波信号の発生間
隔が測定した全心拍分の平均間隔よりも所定以上小さい
ことにより不整脈を検出するものである。測定した全心
拍について平均間隔を求めれば、この中に多少の不整脈
が含まれていても、全体として正しい平均間隔が得ら
れ、よって不整脈を的確に検出できる。
て、不整脈検出手段は、心電波形中のＲ波信号の発生間
隔が測定した全心拍分の平均間隔よりも所定以上小さい
ことにより不整脈を検出するものである。測定した全心
拍について平均間隔を求めれば、この中に多少の不整脈
が含まれていても、全体として正しい平均間隔が得ら
れ、よって不整脈を的確に検出できる。
【００３２】本発明（１０）では上記本発明（６）にお
いて、データ抽出手段は、各抽出データに対応するビュ
ー角間で角度のギャップや重複が生じないようにスキャ
ンデータを抽出するものである。
いて、データ抽出手段は、各抽出データに対応するビュ
ー角間で角度のギャップや重複が生じないようにスキャ
ンデータを抽出するものである。
【００３３】本発明（１１）では上記本発明（１０）に
おいて、データ抽出手段は、心電波形中のＲ波信号から
所定位相及びサイズのスキャンデータを抽出すると共
に、前後２つの抽出データのビュー角間に重複がある場
合は、前側及び又は後側の抽出データにおける重複デー
タを削除するものである。
おいて、データ抽出手段は、心電波形中のＲ波信号から
所定位相及びサイズのスキャンデータを抽出すると共
に、前後２つの抽出データのビュー角間に重複がある場
合は、前側及び又は後側の抽出データにおける重複デー
タを削除するものである。
【００３４】本発明（１２）では上記本発明（１０）に
おいて、データ抽出手段は、心電波形中のＲ波信号から
所定位相及びサイズのスキャンデータを抽出すると共
に、前後２つの抽出データのビュー角間にギャップがあ
る場合は、前側及び又は後側における抽出データのビュ
ー角をギャップの方向に拡張してスキャンデータを抽出
するものである。
おいて、データ抽出手段は、心電波形中のＲ波信号から
所定位相及びサイズのスキャンデータを抽出すると共
に、前後２つの抽出データのビュー角間にギャップがあ
る場合は、前側及び又は後側における抽出データのビュ
ー角をギャップの方向に拡張してスキャンデータを抽出
するものである。
【００３５】本発明（１３）では上記本発明（６）にお
いて、被検体体軸の回りに回転するガントリであって、
被検体を挟んで相対向するＸ線管とＸ線検出器とを具備
するもの、を備えるものである。本発明はこのようなＸ
線ＣＴ装置に適用して好適である。
いて、被検体体軸の回りに回転するガントリであって、
被検体を挟んで相対向するＸ線管とＸ線検出器とを具備
するもの、を備えるものである。本発明はこのようなＸ
線ＣＴ装置に適用して好適である。
【００３６】
【発明の実施の形態】以下、添付図面に従って本発明に
好適なる実施の形態を詳細に説明する。なお、全図を通
して同一符号は同一又は相当部分を示すものとする。
好適なる実施の形態を詳細に説明する。なお、全図を通
して同一符号は同一又は相当部分を示すものとする。
【００３７】図２は実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要
部構成図で、この装置は、Ｘ線ファンビームＸＬＦＢに
より被検体１００のスキャン読取を行う走査ガントリ部
３０と、被検体１００を載せて体軸ＣＬｂの方向に移動
させる撮影テーブル２０と、上記各部３０，２０の遠隔
制御を行うと共に、Ｘ線撮影技師が操作をする操作コン
ソール部１０とを備える。
部構成図で、この装置は、Ｘ線ファンビームＸＬＦＢに
より被検体１００のスキャン読取を行う走査ガントリ部
３０と、被検体１００を載せて体軸ＣＬｂの方向に移動
させる撮影テーブル２０と、上記各部３０，２０の遠隔
制御を行うと共に、Ｘ線撮影技師が操作をする操作コン
ソール部１０とを備える。
【００３８】走査ガントリ部３０において、３１は回転
陽極型のＸ線管、３１ＡはＸ線制御部、３２はＸ線スラ
イス幅の制限を行うコリメータ、３２Ａはコリメータ制
御部、３３はチャネルＣＨ方向に並ぶ多数（ｎ＝１００
０程度）のＸ線検出素子が体軸ＣＬｂの方向の例えば４
列Ｌ１〜Ｌ４に配列されているＸ線検出器、３４はＸ線
検出器３３の検出信号に基づき被検体の投影データを生
成し、収集するデータ収集部、３５は上記Ｘ線撮影系を
体軸の回りに回転可能に支持するガントリ、３５Ａはガ
ントリ３５の回転制御部である。
陽極型のＸ線管、３１ＡはＸ線制御部、３２はＸ線スラ
イス幅の制限を行うコリメータ、３２Ａはコリメータ制
御部、３３はチャネルＣＨ方向に並ぶ多数（ｎ＝１００
０程度）のＸ線検出素子が体軸ＣＬｂの方向の例えば４
列Ｌ１〜Ｌ４に配列されているＸ線検出器、３４はＸ線
検出器３３の検出信号に基づき被検体の投影データを生
成し、収集するデータ収集部、３５は上記Ｘ線撮影系を
体軸の回りに回転可能に支持するガントリ、３５Ａはガ
ントリ３５の回転制御部である。
【００３９】操作コンソール部１０において、１１はＸ
線ＣＴ装置の主制御・処理（スキャン制御，ＣＴ断層像
のマルチセクタリコン処理等）を行う中央処理装置、１
１ａはそのＣＰＵ、１１ｂはＣＰＵ１１ａが使用するＲ
ＡＭ，ＲＯＭ等からなる主メモリ（ＭＭ）、１２はキー
ボードやマウス等を含む指令やデータの入力装置、１３
はスキャン計画情報やＣＴ断層像等を表示するための表
示装置（ＣＲＴ）、１４はＣＰＵ１１ａと走査ガントリ
部３０及び撮影テーブル２０との間で各種制御信号ＣＳ
やモニタ信号ＭＳ等のやり取りを行う制御インタフェー
ス、１５はデータ収集部３４からの投影データを一時的
に蓄積するデータ収集バッファ、１６はデータ収集バッ
ファ１５からの投影データを蓄積・格納すると共に、Ｘ
線ＣＴ装置の運用に必要な各種アプリケーションプログ
ラムや各種演算／補正用のデータファイル等を格納して
いる二次記憶装置（ハードディスク装置等）である。
線ＣＴ装置の主制御・処理（スキャン制御，ＣＴ断層像
のマルチセクタリコン処理等）を行う中央処理装置、１
１ａはそのＣＰＵ、１１ｂはＣＰＵ１１ａが使用するＲ
ＡＭ，ＲＯＭ等からなる主メモリ（ＭＭ）、１２はキー
ボードやマウス等を含む指令やデータの入力装置、１３
はスキャン計画情報やＣＴ断層像等を表示するための表
示装置（ＣＲＴ）、１４はＣＰＵ１１ａと走査ガントリ
部３０及び撮影テーブル２０との間で各種制御信号ＣＳ
やモニタ信号ＭＳ等のやり取りを行う制御インタフェー
ス、１５はデータ収集部３４からの投影データを一時的
に蓄積するデータ収集バッファ、１６はデータ収集バッ
ファ１５からの投影データを蓄積・格納すると共に、Ｘ
線ＣＴ装置の運用に必要な各種アプリケーションプログ
ラムや各種演算／補正用のデータファイル等を格納して
いる二次記憶装置（ハードディスク装置等）である。
【００４０】Ｘ線ＣＴ撮影の動作を述べると、Ｘ線管３
１からのＸ線ファンビームＸＬＦＢは被検体１００を透
過してＸ線検出器３３の検出器列Ｌ１〜Ｌ４に一斉に入
射する。データ収集部３４はＸ線検出器３３の各検出列
出力に対応する投影データｇ 1（Ｘ，θ）〜ｇ4（Ｘ，
θ）を生成し、これらをデータ収集バッファ１５に格納
する。ここで、Ｘは検出器のチャネル番号、θは投影
（ビュー）角を表す。更に、走査ガントリ３５が僅かに
回転した各ビュー角θで上記同様のＸ線投影を行い、こ
うして走査ガントリ１回転分の投影データを収集・蓄積
する。また同時に、アキシャル／ヘリカルスキャン方式
に従って撮影テーブル２０を体軸ＣＬｂの方向に間欠的
／連続的に移動させ、こうして被検体の所要撮影領域に
ついての全投影データを収集・蓄積し、これらを二次記
憶装置１６に格納する。そして、ＣＰＵ１１ａは、上記
全スキャンの終了後、又はスキャン実行に追従（並行）
して、得られた投影データに基づき被検体１００のＣＴ
断層像を再構成し、これを表示装置１３に表示する。
１からのＸ線ファンビームＸＬＦＢは被検体１００を透
過してＸ線検出器３３の検出器列Ｌ１〜Ｌ４に一斉に入
射する。データ収集部３４はＸ線検出器３３の各検出列
出力に対応する投影データｇ 1（Ｘ，θ）〜ｇ4（Ｘ，
θ）を生成し、これらをデータ収集バッファ１５に格納
する。ここで、Ｘは検出器のチャネル番号、θは投影
（ビュー）角を表す。更に、走査ガントリ３５が僅かに
回転した各ビュー角θで上記同様のＸ線投影を行い、こ
うして走査ガントリ１回転分の投影データを収集・蓄積
する。また同時に、アキシャル／ヘリカルスキャン方式
に従って撮影テーブル２０を体軸ＣＬｂの方向に間欠的
／連続的に移動させ、こうして被検体の所要撮影領域に
ついての全投影データを収集・蓄積し、これらを二次記
憶装置１６に格納する。そして、ＣＰＵ１１ａは、上記
全スキャンの終了後、又はスキャン実行に追従（並行）
して、得られた投影データに基づき被検体１００のＣＴ
断層像を再構成し、これを表示装置１３に表示する。
【００４１】なお、心臓のマルチセクタリコン処理を行
う場合は、被検体１００に心電計４０を取り付け、その
検出信号（心電波形）を制御インタフェース１４を介し
て装置内部に取り込み、これらを心臓のスキャンデータ
と同期させて二次記憶装置１６に記録する。
う場合は、被検体１００に心電計４０を取り付け、その
検出信号（心電波形）を制御インタフェース１４を介し
て装置内部に取り込み、これらを心臓のスキャンデータ
と同期させて二次記憶装置１６に記録する。
【００４２】図３，図４は実施の形態によるＸ線ＣＴ撮
影処理のフローチャート（１），（２）で、上記本発明
による各手段（不整脈検出手段，データ抽出手段等）は
ＣＰＵ１１ａのプログラム実行により実現される。図３
はメイン処理を示している。好ましくは、事前に被検体
１００のスカウトスキャンを行った後、この処理に入力
する。ステップＳ１１では、続く被検体１００のアキシ
ャル／ヘリカルスキャンのためのスキャン計画画面を表
示部１３に表示する。ステップＳ１２では、技師が、ス
キャン計画情報を設定する。
影処理のフローチャート（１），（２）で、上記本発明
による各手段（不整脈検出手段，データ抽出手段等）は
ＣＰＵ１１ａのプログラム実行により実現される。図３
はメイン処理を示している。好ましくは、事前に被検体
１００のスカウトスキャンを行った後、この処理に入力
する。ステップＳ１１では、続く被検体１００のアキシ
ャル／ヘリカルスキャンのためのスキャン計画画面を表
示部１３に表示する。ステップＳ１２では、技師が、ス
キャン計画情報を設定する。
【００４３】一例のスキャン計画情報は、
スキャンタイプ[Scan Type]＝ヘリカルスキャン
体軸上のスキャン開始位置[Start Loc]＝ｚ１
体軸上のスキャン終了位置[End Loc]＝ｚ２
スキャン回数[NO.of Scan]＝１５（４列ディテクタ使用
の場合） スキャン幅[Thick]＝１ｍｍ（検出列当たり） スキャン時間[Sec]＝０．５秒／ガントリ１回転 Ｘ線管の管電圧[kV]＝１２０ｋＶ Ｘ線管の管電流[mA]＝２８０ｍＡ である。
の場合） スキャン幅[Thick]＝１ｍｍ（検出列当たり） スキャン時間[Sec]＝０．５秒／ガントリ１回転 Ｘ線管の管電圧[kV]＝１２０ｋＶ Ｘ線管の管電流[mA]＝２８０ｍＡ である。
【００４４】ステップＳ１３では、技師が、リコン計画
情報を設定する。心臓のＣＴイメージを得るための一例
のリコン計画情報は、 再構成するスライス開始位置[Start Loc]＝Ｓ１００
(Ｓ:Superiorを表す) 再構成するスライス終了位置[End Loc]＝Ｉ５０（Ｉ:In
feriorを表す） スライス（イメージ）枚数[NO.of Images]＝８枚 被検体のスライス厚[Thick]＝１ｍｍ 再構成アルゴリズム＝デフォルト イメージフィルタ＝デフォルト 再構成のマトリクスサイズ＝２５６画素 である。
情報を設定する。心臓のＣＴイメージを得るための一例
のリコン計画情報は、 再構成するスライス開始位置[Start Loc]＝Ｓ１００
(Ｓ:Superiorを表す) 再構成するスライス終了位置[End Loc]＝Ｉ５０（Ｉ:In
feriorを表す） スライス（イメージ）枚数[NO.of Images]＝８枚 被検体のスライス厚[Thick]＝１ｍｍ 再構成アルゴリズム＝デフォルト イメージフィルタ＝デフォルト 再構成のマトリクスサイズ＝２５６画素 である。
【００４５】ステップＳ１４では、設定確認ボタン「Ｃ
ＯＮＦＩＲＭ」の入力を待ち、やがて入力されると、ス
テップＳ１５では上記設定されたスキャンパラメータに
従って被検体１００のスキャン・読取制御を行う。ステ
ップＳ１６では被検体１００の心電波形及び投影データ
ｇ1（Ｘ，θ）〜ｇ4（Ｘ，θ）を収集し、これらの間の
時間関係を保ってディスク装置１６に蓄積・格納する。
ステップＳ１７では所要の撮影領域についてのスキャン
完了か否かを判別し、完了でない場合はステップＳ１５
に戻る。こうして、やがて、スキャン完了すると、ステ
ップＳ３０では後述の再構成データ抽出処理を行う。ス
テップＳ１８では抽出されたセクタデータを使用して心
臓部位のＣＴ断層像を再構成し、ステップＳ１９ではＣ
Ｔ断層像を画面に表示する。
ＯＮＦＩＲＭ」の入力を待ち、やがて入力されると、ス
テップＳ１５では上記設定されたスキャンパラメータに
従って被検体１００のスキャン・読取制御を行う。ステ
ップＳ１６では被検体１００の心電波形及び投影データ
ｇ1（Ｘ，θ）〜ｇ4（Ｘ，θ）を収集し、これらの間の
時間関係を保ってディスク装置１６に蓄積・格納する。
ステップＳ１７では所要の撮影領域についてのスキャン
完了か否かを判別し、完了でない場合はステップＳ１５
に戻る。こうして、やがて、スキャン完了すると、ステ
ップＳ３０では後述の再構成データ抽出処理を行う。ス
テップＳ１８では抽出されたセクタデータを使用して心
臓部位のＣＴ断層像を再構成し、ステップＳ１９ではＣ
Ｔ断層像を画面に表示する。
【００４６】図４に再構成データ抽出処理を示す。ステ
ップＳ３１では再構成すべきスライス枚数のカウンタｊ
に１をセット（初期化）する。ステップＳ３２では平均
の心拍周期を求め、これをレジスタＰにセットする。こ
の平均の心拍周期は、心電図のＲ波信号（Ｒ−Ｐｅａ
ｋ）につき、例えば当該スイライス位置対応に先行する
数心拍分の間隔の平均値（移動平均値）により求める。
又は、心臓部位のスキャンと同時に計測した全心拍につ
いての平均値を求めてもよい。
ップＳ３１では再構成すべきスライス枚数のカウンタｊ
に１をセット（初期化）する。ステップＳ３２では平均
の心拍周期を求め、これをレジスタＰにセットする。こ
の平均の心拍周期は、心電図のＲ波信号（Ｒ−Ｐｅａ
ｋ）につき、例えば当該スイライス位置対応に先行する
数心拍分の間隔の平均値（移動平均値）により求める。
又は、心臓部位のスキャンと同時に計測した全心拍につ
いての平均値を求めてもよい。
【００４７】ステップＳ３３では、前記求めた心拍周期
Ｐに比例させたものとして、スライス面の再構成に必要
な複数セクタ分の投影データｈ（Ｘ，θ）を抽出するた
めの抽出パラメータを決定する。即ち、Ｒ波信号からの
遅延時間α（例えば＝０．４×Ｐ）、及びセクタデータ
の抽出時間β（例えば＝０．２×Ｐ）を求める。
Ｐに比例させたものとして、スライス面の再構成に必要
な複数セクタ分の投影データｈ（Ｘ，θ）を抽出するた
めの抽出パラメータを決定する。即ち、Ｒ波信号からの
遅延時間α（例えば＝０．４×Ｐ）、及びセクタデータ
の抽出時間β（例えば＝０．２×Ｐ）を求める。
【００４８】ステップＳ３４ではセクタ数のカウンタｉ
に１をセット（初期化）する。ステップＳ３５では心臓
のリコンすべきスライス面に対応する注目点ｉの心拍周
期Ｔを、Ｔ＝Ｒi+1−Ｒi により求める。ここで、Ｒi
は注目点（セクタ）に対応するＲ波信号の発生時刻、Ｒ
i+1はその次のＲ波信号の発生時刻である。
に１をセット（初期化）する。ステップＳ３５では心臓
のリコンすべきスライス面に対応する注目点ｉの心拍周
期Ｔを、Ｔ＝Ｒi+1−Ｒi により求める。ここで、Ｒi
は注目点（セクタ）に対応するＲ波信号の発生時刻、Ｒ
i+1はその次のＲ波信号の発生時刻である。
【００４９】ステップＳ３６では上記求めた心拍周期Ｔ
が不整脈（例えばＴ＜０．８×Ｐ）の範囲に含まれるか
否かを判別する。不整脈でない場合は、ステップＳ３７
で、当該心拍周期に対応する再構成データを抽出する。
即ち、注目点のＲ波信号から時間αだけ遅延した位置よ
り時間β分の再構成データｈi（Ｘ，θ）を抽出する。
また、不整脈の場合は上記ステップＳ３７の処理をスキ
ップする。即ち、当該心拍周期の再構成データｈi
（Ｘ，θ）を抽出しない。
が不整脈（例えばＴ＜０．８×Ｐ）の範囲に含まれるか
否かを判別する。不整脈でない場合は、ステップＳ３７
で、当該心拍周期に対応する再構成データを抽出する。
即ち、注目点のＲ波信号から時間αだけ遅延した位置よ
り時間β分の再構成データｈi（Ｘ，θ）を抽出する。
また、不整脈の場合は上記ステップＳ３７の処理をスキ
ップする。即ち、当該心拍周期の再構成データｈi
（Ｘ，θ）を抽出しない。
【００５０】ステップＳ３８ではセクタ数のカウンタｉ
に＋１する。ステップＳ３９ではｉ＞ｋか否かを判別す
る。ここで、ｋは１スライス面のハーフリコンに必要な
セクタ数であり、例えばｋ＝４とする。ｉ＞ｋでない場
合はステップＳ３５に戻り次のセクタデータを抽出す
る。
に＋１する。ステップＳ３９ではｉ＞ｋか否かを判別す
る。ここで、ｋは１スライス面のハーフリコンに必要な
セクタ数であり、例えばｋ＝４とする。ｉ＞ｋでない場
合はステップＳ３５に戻り次のセクタデータを抽出す
る。
【００５１】また、ｉ＞ｋの場合は、ステップＳ４０で
ハーフリコンに必要な分の再構成データｈ（Ｘ，θ）が
抽出（カバー）されたか否かを判別する。この場合に、
もし前の処理で不整脈が検出されていなかった場合に
は、既に４セクタ分の再構成データｈ1（Ｘ，θ）〜ｈ4
（Ｘ，θ）が抽出されているが、例えばｈ3（Ｘ，θ）
を抽出するタイミングに不整脈が検出されていた場合に
は、該ｈ3（Ｘ，θ）が抽出されないため、１セクタ分
の再構成データが足りないことになる。この場合は、ス
テップＳ４１で足りない部分の再構成データを補充す
る。
ハーフリコンに必要な分の再構成データｈ（Ｘ，θ）が
抽出（カバー）されたか否かを判別する。この場合に、
もし前の処理で不整脈が検出されていなかった場合に
は、既に４セクタ分の再構成データｈ1（Ｘ，θ）〜ｈ4
（Ｘ，θ）が抽出されているが、例えばｈ3（Ｘ，θ）
を抽出するタイミングに不整脈が検出されていた場合に
は、該ｈ3（Ｘ，θ）が抽出されないため、１セクタ分
の再構成データが足りないことになる。この場合は、ス
テップＳ４１で足りない部分の再構成データを補充す
る。
【００５２】例えば直前の抽出データｈ2（Ｘ，θ）の
抽出範囲を足りないビュー角の方に拡張してデータｈ3
（Ｘ，θ）分も同時に抽出する。又は直後の抽出データ
ｈ4（Ｘ，θ）の抽出範囲を足りないビュー角の方に拡
張してデータｈ3（Ｘ，θ）分も同時に抽出する。又は
直前及び直後の抽出データｈ2（Ｘ，θ），ｈ4（Ｘ，
θ）の夫々を足りないビュー角の方に重複しないように
拡張してデータｈ3（Ｘ，θ）分も同時に抽出する。
抽出範囲を足りないビュー角の方に拡張してデータｈ3
（Ｘ，θ）分も同時に抽出する。又は直後の抽出データ
ｈ4（Ｘ，θ）の抽出範囲を足りないビュー角の方に拡
張してデータｈ3（Ｘ，θ）分も同時に抽出する。又は
直前及び直後の抽出データｈ2（Ｘ，θ），ｈ4（Ｘ，
θ）の夫々を足りないビュー角の方に重複しないように
拡張してデータｈ3（Ｘ，θ）分も同時に抽出する。
【００５３】また上記ステップＳ４０の判別でハーフリ
コン分をカバーしている場合は上記ステップＳ４１の処
理をスキップする。ステップＳ４２ではスライス枚数の
カウンタｊ＝ｍ（リコン計画で設定された枚数）か否か
を判別し、ｊ＝ｍで無い場合はステップＳ４３でｊに＋
１する。そして、ステップＳ３４に戻り、次のスライス
位置の再構成データの抽出を行う。また、ステップＳ４
２の判別でｊ＝ｍになると、この処理抜ける。
コン分をカバーしている場合は上記ステップＳ４１の処
理をスキップする。ステップＳ４２ではスライス枚数の
カウンタｊ＝ｍ（リコン計画で設定された枚数）か否か
を判別し、ｊ＝ｍで無い場合はステップＳ４３でｊに＋
１する。そして、ステップＳ３４に戻り、次のスライス
位置の再構成データの抽出を行う。また、ステップＳ４
２の判別でｊ＝ｍになると、この処理抜ける。
【００５４】図５に実施の形態によるマルチセクタリコ
ン処理の一例を具体的に示す。図において、最初は信号
Ｒ１に対応する所定位相αの投影データＡ１を抽出す
る。これを挿入図（ａ）のビュー角θとの関係で示す
と、最初の投影データｈ１（Ｘ，θ）は、スキャンＳ２
の略ビュー角π／２で始まって略ビュー角πで終了す
る。次の信号Ｒ２の区間では、更にその次の信号Ｒ３が
異常に早く発生したため、不整脈が検出され、このた
め、信号Ｒ２に対応する所定位相αの投影データＡ２は
抽出されない。代わりに、２つ目のデータＡ３は３番目
の信号Ｒ３に対応する所定位相αの領域から抽出され
る。これを挿入図（ｂ）のビュー角θとの関係で示す
と、２つ目の投影データｈ３（Ｘ，θ）は、スキャンＳ
４の略ビュー角πで始まって略ビュー角３π／２で終了
する。かくして、この例では、信号Ｒ１に対応するＵ期
の抽出データＡ１と、信号Ｒ３に対応するＵ期の抽出デ
ータＡ３とを合成することになるため、心臓の所望の状
態（Ｕ期）におけるスライス面を正しく再構成できる。
ン処理の一例を具体的に示す。図において、最初は信号
Ｒ１に対応する所定位相αの投影データＡ１を抽出す
る。これを挿入図（ａ）のビュー角θとの関係で示す
と、最初の投影データｈ１（Ｘ，θ）は、スキャンＳ２
の略ビュー角π／２で始まって略ビュー角πで終了す
る。次の信号Ｒ２の区間では、更にその次の信号Ｒ３が
異常に早く発生したため、不整脈が検出され、このた
め、信号Ｒ２に対応する所定位相αの投影データＡ２は
抽出されない。代わりに、２つ目のデータＡ３は３番目
の信号Ｒ３に対応する所定位相αの領域から抽出され
る。これを挿入図（ｂ）のビュー角θとの関係で示す
と、２つ目の投影データｈ３（Ｘ，θ）は、スキャンＳ
４の略ビュー角πで始まって略ビュー角３π／２で終了
する。かくして、この例では、信号Ｒ１に対応するＵ期
の抽出データＡ１と、信号Ｒ３に対応するＵ期の抽出デ
ータＡ３とを合成することになるため、心臓の所望の状
態（Ｕ期）におけるスライス面を正しく再構成できる。
【００５５】なお、上記実施の形態では本発明のＸ線Ｃ
Ｔ装置への適用例を述べたが、これに限らない。本発明
は、被検体のスキャン読取を行うようなＭＲＩ装置にも
適用可能である。
Ｔ装置への適用例を述べたが、これに限らない。本発明
は、被検体のスキャン読取を行うようなＭＲＩ装置にも
適用可能である。
【００５６】また、上記本発明に好適なる実施の形態を
述べたが、本発明思想を逸脱しない範囲内で各部の構
成、制御、処理及びこれらの組み合わせの様々な変更が
行えることは言うまでも無い。
述べたが、本発明思想を逸脱しない範囲内で各部の構
成、制御、処理及びこれらの組み合わせの様々な変更が
行えることは言うまでも無い。
【００５７】
【発明の効果】以上述べた如く本発明によれば、不整脈
の存在によらず、心臓の正しいＣＴ断層像が得られるた
め、この種のコンピュータ診断装置の機能，信頼性の向
上に寄与するところが極めて大きい。
の存在によらず、心臓の正しいＣＴ断層像が得られるた
め、この種のコンピュータ診断装置の機能，信頼性の向
上に寄与するところが極めて大きい。
【図１】本発明の原理を説明する図である。
【図２】実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要部構成図で
ある。
ある。
【図３】実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のフローチ
ャート（１）である。
ャート（１）である。
【図４】実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のフローチ
ャート（２）である。
ャート（２）である。
【図５】実施の形態によるマルチセクタリコン処理を説
明する図である。
明する図である。
【図６】従来技術を説明する図（１）である。
【図７】従来技術を説明する図（２）である。
【図８】従来技術を説明する図（３）である。
１１ 中央処理装置
１１ａ ＣＰＵ
１１ｂ 主メモリ（ＭＭ）
１２ 入力装置
１３ 表示装置（ＣＲＴ）
１４ 制御インタフェース
１５ データ収集バッファ
１６ 二次記憶装置
２０ 撮影テーブル
３０ 走査ガントリ部
３１ Ｘ線管
３２ コリメータ
３３ Ｘ線検出器
３４ データ収集部
３５ ガントリ
４０ 心電計
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 佐々木 公祐
東京都日野市旭が丘４丁目７番地の127
ジーイー横河メディカルシステム株式会社
内
Ｆターム(参考） 4C027 AA02 BB05 CC00 GG02 GG16
KK01
4C093 AA22 CA13 DA02 FA34 FA47
FE13
Claims (13)
- 【請求項１】 心臓の所定心位相に対応するスキャンデ
ータを複数心拍に分けて抽出すると共に、各抽出データ
を組み合わせて１スライス当たりのＣＴ断層像を再構成
する心臓イメージング方法において、 心臓のスキャンと同時に計測された心電波形データに基
づき不整脈を検出すると共に、不整脈が検出された心拍
に対応するスキャンデータを抽出しないことを特徴とす
る心臓イメージング方法。 - 【請求項２】 心電波形中のＲ波信号の発生間隔に基づ
き不整脈を検出することを特徴とする請求項１に記載の
心臓イメージング方法。 - 【請求項３】 各抽出データは、これらに対応するビュ
ー角間で角度のギャップや重複が生じないように抽出さ
れることを特徴とする請求項１に記載の心臓イメージン
グ方法。 - 【請求項４】 心電波形中のＲ波信号から所定位相及び
サイズのスキャンデータを抽出すると共に、前後２つの
抽出データのビュー角間に重複がある場合は、前側及び
又は後側の抽出データにおける重複データを削除するこ
とを特徴とする請求項３に記載の心臓イメージング方
法。 - 【請求項５】 心電波形中のＲ波信号から所定位相及び
サイズのスキャンデータを抽出すると共に、前後２つの
抽出データのビュー角間にギャップがある場合は、前側
及び又は後側における抽出データのビュー角をギャップ
の方向に拡張してスキャンデータを抽出することを特徴
とする請求項３に記載の心臓イメージング方法。 - 【請求項６】 心臓の所定心位相に対応するスキャンデ
ータを複数心拍に分けて抽出すると共に、各抽出データ
を組み合わせて１スライス当たりのＣＴ断層像を再構成
するコンピュータ診断装置において、 心臓のスキャンと同時に計測された心電波形データに基
づき不整脈を検出する不整脈検出手段と、 １スライス面の画像再構成に必要なスキャンデータを各
心拍における所定心位相のスキャンデータから抽出する
データ抽出手段とを備え、 データ抽出手段は、不整脈が検出された心拍に対応する
スキャンデータを抽出しないことを特徴とするコンピュ
ータ診断装置。 - 【請求項７】 不整脈検出手段は、心電波形中のＲ波信
号の発生間隔に基づき不整脈を検出することを特徴とす
る請求項６に記載のコンピュータ診断装置。 - 【請求項８】 不整脈検出手段は、心電波形中のＲ波信
号の発生間隔が先行する所定数心拍分の平均間隔よりも
所定以上小さいことにより不整脈を検出することを特徴
とする請求項７に記載のコンピュータ診断装置。 - 【請求項９】 不整脈検出手段は、心電波形中のＲ波信
号の発生間隔が測定した全心拍分の平均間隔よりも所定
以上小さいことにより不整脈を検出することを特徴とす
る請求項７に記載のコンピュータ診断装置。 - 【請求項１０】 データ抽出手段は、各抽出データに対
応するビュー角間で角度のギャップや重複が生じないよ
うにスキャンデータを抽出することを特徴とする請求項
６に記載のコンピュータ診断装置。 - 【請求項１１】 データ抽出手段は、心電波形中のＲ波
信号から所定位相及びサイズのスキャンデータを抽出す
ると共に、前後２つの抽出データのビュー角間に重複が
ある場合は、前側及び又は後側の抽出データにおける重
複データを削除することを特徴とする請求項１０に記載
のコンピュータ診断装置。 - 【請求項１２】 データ抽出手段は、心電波形中のＲ波
信号から所定位相及びサイズのスキャンデータを抽出す
ると共に、前後２つの抽出データのビュー角間にギャッ
プがある場合は、前側及び又は後側における抽出データ
のビュー角をギャップの方向に拡張してスキャンデータ
を抽出することを特徴とする請求項１０に記載のコンピ
ュータ診断装置。 - 【請求項１３】 被検体体軸の回りに回転するガントリ
であって、被検体を挟んで相対向するＸ線管とＸ線検出
器とを具備するもの、を備えることを特徴とする請求項
６に記載のコンピュータ診断装置。
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| JP2001359698A JP3819283B2 (ja) | 2001-11-26 | 2001-11-26 | Ｘ線ｃｔ装置 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
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-
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