JP2004509691A

JP2004509691A - マルチスライス・ヘリカル計算機式断層写真法撮像のための時相制御によるマルチセクタ再構成

Info

Publication number: JP2004509691A
Application number: JP2002529968A
Authority: JP
Inventors: パン，ティン−スー; シェン，ユン
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2000-09-29
Filing date: 2001-09-28
Publication date: 2004-04-02
Also published as: WO2002026135A9; US20020136350A1; EP1324698A1; WO2002026135A1; US6504894B2

Abstract

【課題】再構成画像の時間分解能及び／又は信号対雑音比を改善する。
【解決手段】本発明の、周期運動する物体のマルチセクタ型計算機式断層写真法（ＣＴ）撮像の方法によれば、多数の検出器及び回転式ガントリを有するＣＴイメージング・システムによって、周期運動する物体の周期を先導又追従するガントリ回転速度で、周期運動する物体を螺旋走査がなされる。回転式ガントリの周期と物体の運動周期との間に幾何的な時相差が生成されるように、周期運動する物体の運動に関係付けられたゲート信号で物体の投影データを遡行的にゲート処理する。周期運動する物体の複数回の連続した周期を表わす画像データからのゲート処理されたセクタ・データを用いて、周期運動する物体の画像を再構成する。
【選択図】図２

Description

【０００１】
【発明の背景】
本発明は一般的には、計算機式断層写真法（ＣＴ）画像を処理する方法及び装置に関し、さらに具体的には、ＣＴ画像の時間分解能を改善する方法及び装置に関する。
【０００２】
少なくとも一つの公知の計算機式断層写真法（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（撮像）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線ビームは患者等の被撮像物体を透過する。ビームは物体によって減弱された後に放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイで受光さ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が、検出器の位置でのビーム減弱の測定値である別個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を別個に取得して透過プロファイル（断面）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撮像平面内で被撮像物体の周りをガントリと共に回転する。一つのガントリ角度での検出器アレイからの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。物体の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検出器が一回転する間に様々なガントリ角度すなわちビュー角度において形成される一組のビューで構成される。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。一組の投影データから画像を再構成する一つの方法は、当業界でフィルタ補正逆投影法と呼ばれている。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器上の対応するピクセルの輝度を制御するものである。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
ＣＴ撮像の幾つかの応用ではゲート処理したＣＴデータを用いる。例えば、幾つかの心臓撮像応用では、患者のＥＫＧ（心電図）信号によって投影データを遡行的にゲート処理する。遡行的ゲート処理を行なうと、各回の心搏周期の投影データが、各々心搏周期の小部分を収容（カバー）する多数のビン（ｂｉｎ）に分割される。しかしながら、公知のゲート処理型ＣＴ応用では、時間分解能及び信号対雑音比が限定されている。
【０００５】
例えば、マルチ検出器行型ＣＴ（ＭＤＣＴ）イメージング・システムが、３：１〜６：１の高速の走査ピッチ及び秒未満の範囲にある高速のガントリ回転速度Ｇ_ｓで用いられる。公知のＣＴイメージング・システムの回転速度の例としては、回転当たり０．５秒〜０．８秒の回転速度が含まれている。再構成画像の時間分解能を改善するためにハーフスキャン再構成（ＨＳＲ）を用いると、時間分解能Ｔ_ｒは下記の通りとなる。
【０００６】
【数５】

【０００７】
式中、検出器の弧のファン角度がγであり、ハーフスキャン再構成は、π＋γ分のビュー撮像範囲又はガントリ回転のデータのみを用いて画像を再構成する。時間分解能はファン角度γ及びＧ_ｓの両方の関数である。例えば、Ｇ_ｓ＝０．５秒でγ＝６０°である場合には、Ｔ_１／２＝３３０ミリ秒となり、この値は心拡張相での心臓の撮像には十分でない可能性がある。従って、多数回の心搏周期からデータを収集して再構成画像の時間分解能及び／又は信号対雑音比を改善できると望ましい。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
従って、本発明の一側面では、周期運動する物体のマルチセクタ型計算機式断層写真法（ＣＴ）撮像の方法が提供される。この方法は、多数の検出器行及び回転式ガントリを有するＣＴイメージング・システムによって、周期運動する物体の周期を先導する又はこれに追従するのいずれかに選択されたガントリ回転速度で、周期運動する物体を螺旋走査する工程と、回転式ガントリの周期と周期運動する物体の運動との間に幾何的な時相差が生成されるように、周期運動する物体の運動に関係付けられたゲート信号で物体の投影データを遡行的にゲート処理する工程と、周期運動する物体の複数回の連続した周期を表わす画像データからのゲート処理されたセクタ・データを用いて、周期運動する物体の画像を再構成する工程とを含んでいる。
【０００９】
周期運動する物体が患者の心臓である場合には、本実施形態によって、単一回の保息で、様々な冠状動脈での石灰沈着を実証するための非コントラスト強調型走査、又は冠状動脈の解剖学的構造を描出すると共に心駆出分量、壁運動及び弁機能のような心臓の動的機能を評価するコントラスト強調型走査のいずれの非侵襲的な心臓ＣＴ検査も行なうことが可能になる。
【００１０】
本発明の上述の実施形態はまた、時相差又は時間分解能を、心拡張期の心搏運動を凍結させる１００ミリ秒にまで短縮することができるため、分解能の実質的な改善を可能にする。本発明の実施形態は、不整脈を有さない患者に特に有用である。
【００１１】
【発明の実施の形態】
図１及び図２には、計算機式断層写真（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第３世代」ＣＴスキャナに典型的なガントリ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は一括で、物体２２、例えば患者を透過した投射Ｘ線を感知する。各々の検出器素子２０は、入射Ｘ線ビームの強度を表わし、従って患者２２を透過する際のビームの減弱を表わ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一回の走査の間に、ガントリ１２及びガントリ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。検出器アレイ１８はシングル・スライス構成で作製されていてもよいし、又はマルチスライス構成で作製されていてもよい。マルチスライス構成では、検出器アレイ１８は複数の行を成す検出器素子２０を有するが、図２にはその一行のみを示している。かかる構成では、一行以上の追加行の検出器素子２０が図示の行に平行に配列されており、各々の行が患者２２の直線移動方向（すなわちｚ軸）を横断している。
【００１２】
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線制御器２８とガントリ・モータ制御器３０とを含んでおり、Ｘ線制御器２８はＸ線源１４に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器３０はガントリ１２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て、後続の処理のためにデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成器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。
【００１３】
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指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器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。操作者が供給した指令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線制御器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２をガントリ１２内で配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２の各部分をガントリ開口４８を通して移動させる。螺旋走査（ヘリカル・スキャン）では、テーブル４６は、投影データが収集されておりガントリが回転している間に移動する。
【００１４】
本発明の一実施形態は、高速の走査速度と、マルチ検出器行型ＣＴ（ＭＤＣＴ）による広いｚ撮像範囲との両方を利用したマルチ・セクタ再構成（ＭＳＲ）法であり、この手法を用いて１００ミリ秒に迫る時間分解能で心臓を撮像する。再構成画像の時間分解能を改善するために遡行的ＥＫＧゲート処理を用いる。
【００１５】
本発明の一実施形態では、心臓撮像は、患者２２の心搏周期を監視するＥＫＧ機械５０から記録された信号を用いて螺旋走査ＣＴ撮像データを遡行的にゲート処理することにより行なわれる。患者２２は、螺旋ＣＴ撮像走査が行なわれている間は呼吸を止めておく（保息する）。イメージング・システム１０において、アレイ１８の多数の検出器行を秒未満のガントリ１２の回転速度と共に用いると、ガントリ１２の回転は心搏運動に対して時相ずれを生ずる。この時相ずれした回転から、ガントリ回転と患者１２の心搏運動との間に幾何的な時相差が生成される。ガントリ１２の回転に必要な時間量によって時間ウィンドウを画定してこの時相差を収容する。次いで、多数回の心搏周期からの異なる幾何的時相を結合して、画像再構成用のデータを処理する。実施形態によっては、時相差又は時間分解能が、心拡張期の心搏運動を凍結させる１００ミリ秒にまで短縮され得るため、改善は極めて顕著なものとなり得る。図３の心搏周期は、５３０ミリ秒から１３２ミリ秒まで時間ウィンドウを短縮することによりどのような時間分解能の改善が得られるかを示している。後者の場合には、４回の心搏周期からゲート処理したデータを用いている。（これらの追加の心搏周期は図３には示されていない。）
例えば、マルチ検出器行型ＣＴ（ＭＤＣＴ）イメージング・システム１０を、３：１〜６：１の高速の走査ピッチ及び秒未満の範囲にある高速のガントリ１２回転速度で用いる。回転速度の例としては、回転当たり０．５秒〜０．８秒の回転速度が含まれ、他の回転速度として回転当たり０．５秒〜回転当たり１．０秒にわたる速度が含まれる。前述のように、再構成画像の時間分解能を改善するためにハーフスキャン再構成（ＨＳＲ）を用いると、時間分解能Ｔ_ｒは式［１］で与えられたようにＴ_１／２となり、ここで、検出器の弧のファン角度がγであり、ハーフスキャン再構成は、π＋γ分のビュー撮像範囲又はガントリ１２回転のデータのみを用いて画像を再構成する。時間分解能はファン角度γ及びガントリ回転速度Ｇ_ｓの両方の関数である。（慣例に従って、本書で用いるガントリ回転速度Ｇ_ｓは常に、ガントリ１２の回転当たり必要とされる秒数を指すものとする。従って、０．８秒は回転当たり０．８秒の速度を指す。）前述の例ではＴ_１／２＝３３０ミリ秒であるが、この値は心拡張相での心臓の撮像には十分でない可能性がある。対照的に、本発明の一実施形態のマルチ・セクタ再構成は、心搏運動の周期性とＥＫＧゲート処理とを利用して、Ｔ_ｒを１００ミリ秒もの高速にまで改善する。
【００１６】
ガントリ回転周期が心搏運動周期と時相ずれしている場合には、ガントリ回転周期と心搏運動周期との間に幾何的な時相差が生成される。従って、本発明の一実施形態は、多数回の心搏周期からの異なる幾何的時相を結合して、画像再構成用のπ＋γ分のデータを構成する。従って、本実施形態の時間分解能Ｔ_ｒは、ガントリ回転が上述の時相差を収容するのに必要な時間となる。
【００１７】
Ｔ_１／２に対するＴ_ｒの改善は実質的なものである。マルチ・セクタ再構成についてのＴ_ｍの値は、１００ミリ秒の近傍か又は本発明の一実施形態では１００ミリ秒よりも小さく、下記のようになる。
【００１８】
【数６】

【００１９】
式中、Ｂは分当たりの拍（ｂｐｍ）単位での心拍数であり、Ｇ_ｓは回転当たりの秒単位でのガントリ１２の回転速度である。
【００２０】
理想的なガントリ速度が選択された場合には、Ｔ_ｒについて４倍の改善が達成され、
Ｔ_ｍ＝（１／４）Ｔ_１／２　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　［３］
となる。式［１］から、γ＝６０°の場合には、
Ｔ_１／２＝（２／３）Ｇ_ｓ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　［４］
であるので、
Ｔ_ｍ＝（１／６）Ｇ_ｓ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　［５］
となる。従って、式［２］及び式［５］から導かれて、本発明の幾つかの実施形態で用いられる二つの理想的なガントリ速度は、
Ｇ_ｓ′＝３６０／７Ｂ及びＧ_ｓ ^†＝３６０／５Ｂ　　　　　　　　　　［６］
となる。これら二つのガントリ速度の表現を様々な心拍数に関して図４のグラフに示す。Ｇ_ｓ′のグラフは常に心搏周期を先導（ｌｅａｄ）しておりそのようなものとして示されている一方、Ｇ_ｓ ^†は心搏周期に追従（ｌａｇ）しておりそのようなものとして示されている。（図４の「固定」の軌跡は、回転当たり０．８秒及び回転当たり１．０秒という二つのガントリ１２の速度のみを有するイメージング・システム１０によって得られる理想的な速度に最も近い近似に対応している。）
時間分解能Ｔ_ｍでの画像再構成のためのデータを供給するのに必要とされる心搏周期の数（ｎ_ｓ）は、
【００２１】
【数７】

【００２２】
となる。ｎ_ｓは、時間分解能Ｔ_ｍに反比例しており、Ｔ_ｍは式［２］でＢ及びＧ_ｓの両方の関数である。Ｇ_ｓ′及びＧ_ｓ ^†という理想的なガントリ速度についてはｎ_ｓ＝４である。このように、一実施形態では、ガントリ１２の回転速度は心拍数を追跡して、これにより、再構成のためのセクタ数を同数に維持すると共に式［３］の時間分解能を得る。
【００２３】
もう一つの実施形態では、イメージング・システム１０は限定された数のガントリ速度の選択肢を提供する。従って、ｎ_ｓはＢに関して大幅に変動し得る。かかるイメージング・システム１０の一つでは、Ｇ_ｓ＝０．８秒又は１．０秒である。二つのガントリ速度での式［２］及び式［８］から、任意の所与のＢ及び選択されたＧ_ｓについて幾つかの可能性が存在することになる。
【００２４】
Ｔ_ｍが大きい場合にはｎ_ｓは１〜２まで小さくなり得る。この場合には、画像再構成は、１回〜２回の連続した心搏周期のみからのデータに依存するので、これら１回〜２回の心搏周期での心搏運動の周期性のばらつきに対する感受性は比較的小さい。他の実例は、図５に示すように、Ｂ＝５５ｂｐｍ及びＧ_ｓ＝０．８秒の場合のＴ_ｍ＝２９０ミリ秒でのｎ_ｓ＝１．８である。（各々のセクタは、基準位置に対して回転の特定部分を通過するガントリ１２の回転時に取得される投影データを表わしている。）
Ｔ_ｍが小さくｎ_ｓが２〜４の範囲にある場合には、Ｔ_１／２に対するＴ_ｍの２倍〜４倍にわたる大幅な改善が生じる。画像再構成は連続した２回〜４回の心搏周期に依存するので、連続した２回〜４回の心搏周期における心搏運動の不規則性によって、心搏運動の不整合から画像にアーティファクトが混入する可能性がある。しかしながら、患者データでは、２回〜４回の心搏周期での心拍数には幾分かの安定性が示されている。実例としては、図６に示すようにＢ＝６０ｂｐｍ及びＧ_ｓ＝０．８秒の場合のＴ_ｍ＝２００ミリ秒でのｎ_ｓ＝２．６、並びに図７に示すようにＢ＝６４ｂｐｍ及びＧ_ｓ＝０．８秒の場合のＴ_ｍ＝１４０ミリ秒でのｎ_ｓ＝３．８がある。
【００２５】
Ｔ_ｍが非常に小さくｎ_ｓが４を上回る場合には、心搏周期の安定性が問題となり、また患者テーブル方向でのデータの拡がりが拡大し過ぎるとマルチ・セクタ再構成の実効性が小さくなる可能性がある。これらの場合には、テーブル方向に螺旋データのデータ不整合が生じ得る。従って、本発明の一実施形態では、ｎ_ｓに対して４という厳しい制限を設けて、螺旋モードでの撮像範囲をより高速に網羅すると共にＴ_ｍの改善をより小さくすることにより再構成の安定性を改善する。本実施形態でｎ_ｓ≦４に制限するために、４つのセクタのうち最初のセクタと最後のセクタとで同等の拡張を許容して、画像再構成に必要なデータ範囲が網羅されるようにする。本実施形態では、最初のセクタ及び最後のセクタは、
Ｔ_ｍ＝０．５×Ｔ_１／２−Ｔ_ｍ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　［９］
という時間ウィンドウを有する。これら４つのセクタはＴ_ｍと同時相で重なり合っているに過ぎないので、全体的なＴ_ｒは下記の式によって与えられる。
【００２６】
Ｔ_ｒ＝Ｔ_１／２−Ｔ_ｍ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　［１０］
一つの例は、図８に示すように、Ｂ＝６８ｂｐｍ及びＧ_ｓ＝０．８秒の場合のＴ_ｍ＝２８０ミリ秒でのｎ_ｓ≦４であり、Ｔ_ｍ＝８２ミリ秒でのｎ_ｓ＝６．３というさらに厳しい要件を置き換えている。もう一つの例は、図９に示すように、Ｂ＝７２ｂｐｍ及びＧ_ｓ＝０．８秒の場合のＴ_ｍ＝４２０ミリ秒でのｎ_ｓ≦４であり、Ｔ_ｍ＝３４ミリ秒でのｎ_ｓ＝１５．７の要件を置き換えている。ガントリ速度がＢ＝６０ｂｐｍ及びＧ_ｓ＝１又はＢ＝７５ｂｐｍ及びＧ_ｓ＝０．８秒のように心搏周期に同期する場合には、図１０に示すように、ｎ_ｓ＝２となり、再構成はＴ_ｍ＝Ｔ_１／２でのハーフスキャン再構成に非常に類似したものとなる。
【００２７】
図１１は、０．８秒及び１．０秒のガントリ速度に関するＴ_ｍの時間分解能を示す。ＭＳＲでは、Ｇ_ｓ及びＢを適切に選択すると心拡張期の心搏運動を凍結させるのに十分なＴ_ｍの改善が可能になるので、Ｇ_ｓの選択が重要である。Ｔ_ｍは、Ｇ_ｓ及びＢの両方の関数であって、式［１］のＧ_ｓの関数であるＴ_１／２によって境界を画定されている。本発明の一実施形態は、４つの連続した心拍数の移動平均を用いてセクタ選択のためのｎ_ｓを決定する。
【００２８】
一実施形態では、ＣＴ走査の螺旋ピッチ選択が、テーブル方向に沿った一つのｚ位置において画像再構成用のセクタを整列させることに基づいて行なわれる。ＭＤＣＴはテーブル方向に多数の検出器行を有するので、一つのｚ位置でのデータ収集は、一実施形態では、一回の心搏周期にデータを取得した二行の検出器行と、次回の心搏周期にデータを取得した二行の検出器行とを用いて行なわれる。ピッチｐ＝１であるときに、ガントリ回転速度が心搏周期と一致している場合には、Ｎ行の検出器行でＮ回にわたって一つの時相及び一つのｚ位置を撮像する。一実施形態では、ｎ_ｓが与えられるとｐは下記のように設定される。
【００２９】
【数８】

【００３０】
式中、
【００３１】
【数９】

【００３２】
はｎ_ｓの小数部分であり、すなわち
【００３３】
【数１０】

【００３４】
である。式［１１］は、最初の行と同時相になるために最後の検出器行が走行しなければならない検出器行における距離量（分子）対ガントリ回転の時間量（分母）に基づく。図１２は、この計算のための関係を示している。図１３は、Ｇ_ｓ＝０．８秒又は１．０秒に関するｎ_ｓ≦４でのｎ_ｓを示している。図１４及び図１５は、それぞれＧ_ｓ＝０．８秒及び１．０秒についてのピッチ選択を表わしている。
【００３５】
一実施形態では、画像再構成のために多数回の心搏周期からセクタを結合することによる望ましくない画像アーティファクトを減少させるために、セクタ境界を平滑化して一つのセクタから次のセクタにかけての平滑な移行を確保する。もう一つの実施形態では、ｚ補間を用いて、セクタのデータが確実に同じｚ位置に並ぶようにし、さらにもう一つの実施形態では、増強型ｚ補間を用いて、３Ｄレンダリングの目的のためにさらに多数のスライスのさらなる再構成を確保する。
【００３６】
Ｚ補間を用いた一実施形態では、図１６に示すように、画像再構成のｚ位置に最も近接した２行の検出器行の間で線形補間を行なう。一旦、画像位置が選択されたら（図１６の縦実線５２として示す）、各セクタの各々のビュー角度のデータ（影付き）に線形に加重する。
【００３７】
セクタ境界の平滑化は、一実施形態では、連続したセクタの重畳部及び適当な加重を用いて行なわれる。再構成用のセクタの一部を拡張して、二つのセクタの境界の交差部に平滑化関数を適用して、一つのセクタから次のセクタにかけての平滑な移行を確保する。この平滑化によって、図１７に示すように、一つのセクタから隣接するセクタ（一つ又は複数）への移行に起因する縞アーティファクトが減少する。
【００３８】
一実施形態では、図１８に示すように、増強型ｚ補間を用いて、３Ｄレンダリングの目的のために心搏周期当たり多数のスライスを生成する。この実施形態では、再構成によって、既定では心搏周期当たり一つの画像が再構成される。通例では、これにより、最少数のセクタで画像が形成される。但し、ｚ位置は変化し、再構成に用いられるセクタも心搏周期当たりのスライス数によって変化するので、心搏周期当たり一画像に対応する一組の画像からの画像の間で増強型ｚ補間を用いる。図１８は、心搏周期当たり４つの画像が選択された場合の一実施形態のセクタ選択の図である。
【００３９】
患者を観察すると、３０秒〜４０秒にわたる単一回の保息時には１０ｂｐｍ〜１５ｂｐｍの心拍数のばらつきは稀ではなく、横隔膜の押し上げによって走査の終盤近くでばらつきはさらに大きくなることが示唆されている。従って、２回〜４回の連続した心搏周期中には数ｂｐｍのばらつきが生じ易くなるが、このばらつきはＭＳＲでは十分に許容される。患者の運動又は不整脈によって画質が幾分か劣化することが間々見受けられる。また、ペースメーカのワイヤで画像に暗部及び／又は縞が生ずる場合があり、上大静脈及び心室に不整合なコントラスト表現が生ずる場合もある。
【００４０】
本発明の各実施形態によって、ゲート処理されたＣＴ画像データから、従来のハーフスキャン再構成で可能であったものよりも高い信号対雑音比及び／又は時間分解能が得られることが看取されよう。本書に記載した実施形態は、ＥＫＧ機械５０を用いた心臓撮像及びゲート処理に関わるものである。但し、適当なゲート信号及びガントリ回転速度の利用によって、本発明の装置及び方法を用いて他の周期運動する物体のＣＴ撮像も改善し得ることを理解されたい。例えば、ガントリ回転周期と周期運動する物体の周期との間に幾何的な時相差が生成されるように、周期運動する物体の運動に関連したゲート信号で物体の投影データを遡行的にゲート処理することにより、本発明を他の形式の周期運動する物体で実施することができる。
【００４１】
様々な特定の実施形態によって本発明を説明したが、当業者であれば、特許請求の範囲及び要旨に含まれる改変を施して本発明を実施し得ることを理解されよう。
【図面の簡単な説明】
【図１】
ＣＴイメージング・システムの見取り図である。
【図２】
図１に示すシステムのブロック概略図である。
【図３】
ゲート処理でのＥＫＧ信号の図であって、５３０ミリ秒の分解能の画像を再構成した場合対４回の心搏周期から同時相のゲート処理を用いて再構成した場合について、ＣＴ撮像に可能な改善を示す図である。
【図４】
異なる心拍数に対する二つの理想的なガントリ速度、並びに０．８秒及び１．０秒という二つのガントリ速度のみを有するイメージング・システムについてのガントリ速度選択を示す図である。
【図５】
ガントリ回転速度Ｇ_ｓが回転当たり０．８秒であり心拍数Ｂが５５ｂｐｍであるときに、時間分解能Ｔ_ｍが２９０ミリ秒及び心搏周期の数ｎ_ｓが１．８である場合のセクタ寸法選択を示す図である。
【図６】
Ｇ_ｓ＝０．８秒及びＢ＝６０ｂｐｍであるときに、Ｔ_ｍ＝２００ミリ秒及びｎ_ｓ＝２．６である場合のセクタ寸法選択を示す図である。
【図７】
Ｇ_ｓ＝０．８秒及びＢ＝６４ｂｐｍであるときに、Ｔ_ｍ＝１４０ミリ秒及びｎ_ｓ＝３．８である場合のセクタ寸法選択を示す図である。
【図８】
Ｇ_ｓ＝０．８秒及びＢ＝６８ｂｐｍであるときに、Ｔ_ｍ＝２８０ミリ秒及びｎ_ｓ＝４である場合のセクタ寸法選択を示す図である。
【図９】
Ｇ_ｓ＝０．８秒及びＢ＝７２ｂｐｍであるときに、Ｔ_ｍ＝４２０ミリ秒及びｎ_ｓ＝４である場合のセクタ寸法選択を示す図である。
【図１０】
Ｇ_ｓ＝１秒及びＢ＝６０ｂｐｍ、又はＧ_ｓ＝０．８秒及びＢ＝７５ｂｐｍである場合のセクタ寸法選択を示す図である。
【図１１】
回転当たり０．８秒及び回転当たり１．０秒の間での二つのガントリ回転速度に関する時間分解能Ｔ_ｒと心拍数Ｂとの間の関係を示すグラフであり、心拍数４６ｂｐｍ〜５４ｂｐｍ及び６８ｐｐｍ〜８３ｂｐｍでは回転当たり１．０秒の速度が好ましい一方、他の速度では回転当たり０．８秒が好ましいことを示す図である。
【図１２】
ピッチ計算を示す図である。
【図１３】
セクタの数ｎ_ｓと、０．８秒及び１．０秒という二つのガントリ速度Ｇ_ｓとの間の関係を示すグラフであり、再構成の安定性を改善すると共にテーブル方向でのスライス厚の拡張を減少させるためにｎ_ｓが４未満又は４に等しく設定されるため、画像の再構成に用いられるデータが最大で４心搏周期分存在していることを示すグラフである。
【図１４】
０．８秒のガントリ速度に関するピッチ選択を示すグラフである。
【図１５】
１．０秒のガントリ速度に関するピッチ選択を示すグラフである。
【図１６】
ｚ補間の図である。
【図１７】
境界に跨がる平滑化の図である。
【図１８】
二つの画像の間の補間の図である。
【符号の説明】
１０　ＣＴ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　患者
２４　回転中心
２６　制御機構
４２　陰極線管表示器
４６　モータ式テーブル
４８　ガントリ開口
５０　ＥＫＧ機械
５２　選択された画像位置

Claims

周期運動する物体のマルチセクタ型計算機式断層写真法（ＣＴ）撮像の方法であって、
多数の検出器行及び回転式ガントリを有する計算機式断層写真法イメージング・システムにより、当該周期運動する物体の周期を先導する又はこれに追従するのいずれかに選択されたガントリ回転速度で、周期運動する物体を螺旋走査する工程と、
前記回転式ガントリの周期と前記周期運動する物体の運動との間に幾何的な時相差が生成されるように、前記周期運動する物体の運動に関係付けられたゲート信号で前記物体の投影データを遡行的にゲート処理する工程と、
前記周期運動する物体の複数回の連続した周期を表わす画像データからのゲート処理されたセクタ・データを用いて、前記周期運動する物体の画像を再構成する工程とを備えた方法。
前記周期運動する物体は患者の心臓であり、前記周期運動する物体の周期は心搏周期であり、前記ゲート信号で前記物体の投影データを遡行的にゲート処理する工程は、前記患者の心搏周期を表わす心電図（ＥＫＧ）信号を記録する工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
前記計算機式断層写真法イメージング・システムにより周期運動する物体を螺旋走査する工程は、Ｇ_ｓ′及びＧ_ｓ ^†から成る群からガントリ回転速度を選択する工程を含んでおり、ここで、Ｇ_ｓ′＝３６０／７Ｂ及びＧ_ｓ ^†＝３６０／５Ｂであり、Ｂは分当たりの拍単位での患者の心拍数である請求項２に記載の方法。
前記周期運動する物体の画像を再構成する工程は、ｎ_ｓ＝４心搏周期を表わす投影データを用いて前記周期運動する物体の画像を再構成する工程を含んでいる請求項３に記載の方法。
前記ガントリ回転速度の選択は前記患者の心拍数に依存する請求項３に記載の方法。
前記計算機式断層写真法イメージング・システムにより周期運動する物体を螺旋走査する工程は、回転当たり０．８秒及び回転当たり１．０秒から成る群からガントリ回転速度を選択する工程を含んでいる請求項２に記載の方法。
前記計算機式断層写真法イメージング・システムはｚ軸を有しており、
前記周期運動する物体を螺旋走査する工程は、前記ｚ軸に平行に前記螺旋運動する物体を移動させる工程と、前記螺旋運動する物体の投影データの複数のセクタを取得する工程とを含んでおり、
前記周期運動する物体の画像を再構成する工程は、該画像を再構成するために前記投影データの複数のセクタを用いる工程を含んでおり、
当該方法は、前記画像を再構成する工程に用いられる各セクタが同じｚ軸位置に整列するように、前記螺旋走査する工程の螺旋ピッチを選択する工程をさらに含んでいる請求項２に記載の方法。
前記螺旋ピッチｐは、

として選択され、ここで、

はｎ_ｓの小数部分であり、
ｎ_ｓは再構成に用いられる心搏周期の数であり、
Ｂは分当たりの拍単位での心拍数であり、
Ｇ_ｓは回転当たりの秒単位でのガントリ回転速度である請求項７に記載の方法。
再構成に用いられる前記各セクタは重なり合った境界を有しており、当該方法は、一つのセクタから次のセクタにかけて平滑な移行を与えるように各セクタの間の境界の交差部で平滑化関数を適用する工程をさらに含んでいる請求項７に記載の方法。
画像再構成のｚ位置に最も近接した前記マルチ行型検出器の二行の検出器行の間での補間によりデータに加重する工程をさらに含んでいる請求項７に記載の方法。
マルチ行型検出器及び回転式ガントリを有し、周期運動する物体を撮像する計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムであって、
当該周期運動する物体の周期を先導する又はこれに追従するのいずれかに選択されたガントリ回転速度で、周期運動する物体を螺旋走査し、
前記回転式ガントリの周期と前記周期運動する物体の運動との間に幾何的な時相差が生成されるように、前記周期運動する物体の運動に関係付けられたゲート信号で前記物体の投影データを遡行的にゲート処理して、
前記周期運動する物体の複数回の連続した周期を表わす画像データからのゲート処理されたセクタ・データを用いて、前記周期運動する物体の画像を再構成するように構成されているイメージング・システム。
ゲート信号で前記物体の投影データを遡行的にゲート処理するために、患者の心搏周期を表わす心電図（ＥＫＧ）信号を用い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。
Ｇ_ｓ′及びＧ_ｓ ^†から成る群から選択されたガントリ回転速度で前記周期運動する物体を螺旋走査するように構成されており、ここで、Ｇ_ｓ′＝３６０／７Ｂ及びＧ_ｓ ^†＝３６０／５Ｂであり、Ｂは分当たりの拍単位での患者の心拍数である請求項１２に記載のイメージング・システム。
前記周期運動する物体の画像を再構成するために、ｎ_ｓ＝４心搏周期を表わす投影データを用い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。
前記患者の心拍数に依存するガントリ回転速度で走査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。
周期運動する物体を螺旋走査するために、回転当たり０．８秒及び回転当たり１．０秒から成る群から選択されたガントリ回転速度で前記周期運動する物体を走査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。
ｚ軸を有しており、
前記周期運動する物体を螺旋走査するために、前記ｚ軸に平行に前記螺旋運動する物体を移動させて、前記螺旋運動する物体の投影データの複数のセクタを取得するように構成されており、
前記周期運動する物体の画像を再構成するために、画像を再構成するために前記投影データの複数のセクタを用いるように構成されており、
前記画像を再構成するために用いられる各セクタが同じｚ軸位置に整列するような螺旋ピッチで走査するようにさらに構成されている請求項２に記載のイメージング・システム方法。
前記螺旋ピッチｐは、

と書かれ、ここで、

はｎ_ｓの小数部分であり、
ｎ_ｓは再構成に用いられる心搏周期の数であり、
Ｂは分当たりの拍単位での心拍数であり、
Ｇ_ｓは回転当たりの秒単位でのガントリ回転速度である請求項１７に記載の方法。
再構成に用いられる前記各セクタは重なり合った境界を有しており、当該イメージング・システムは、一つのセクタから次のセクタにかけて平滑な移行を与えるように各セクタの間の境界の交差部で平滑化関数を適用するようにさら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。
画像再構成のｚ位置に最も近接した前記マルチ行型検出器の二行の検出器行の間での補間によりデータに加重するようにさら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。