JP3819283B2

JP3819283B2 - X-ray CT system

Info

Publication number: JP3819283B2
Application number: JP2001359698A
Authority: JP
Inventors: 公祐佐々木
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2001-11-26
Filing date: 2001-11-26
Publication date: 2006-09-06
Anticipated expiration: 2021-11-26
Also published as: JP2003164446A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＸ線ＣＴ装置に関し、更に詳しくは、アキシャルスキャン方式に従って撮影テーブルを被検体の心臓領域にわたって体軸方向に間欠的に移動させてスキャンを行うか又はヘリカルスキャン方式に従って撮影テーブルを被検体の心臓領域にわたって体軸方向に連続的に移動させてスキャンを行うかして、前記心臓領域の全スキャンデータを収集して蓄積し、前記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前記全スキャンデータの中から抽出し、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Ｘ線ＣＴ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。
【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。
【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。
【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（ＭＳＲ：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。
【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ＣＴ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＝０．５ｓｅｃ／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。
【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。
【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１１π／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。
【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。
【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。
【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Ｘ線ＣＴ装置は、アキシャルスキャン方式に従って撮影テーブルを被検体の心臓領域にわたって体軸方向に間欠的に移動させてスキャンを行うか又はヘリカルスキャン方式に従って撮影テーブルを被検体の心臓領域にわたって体軸方向に連続的に移動させてスキャンを行うかして、前記心臓領域の全スキャンデータを収集して蓄積し、前記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前記全スキャンデータの中から抽出し、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Ｘ線ＣＴ装置において、前記心臓領域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、前記データ抽出手段は、前記不整脈検出手段が不整脈を検出したときの心拍のスキャンデータを抽出せず、前記不整脈検出手段が不整脈を検出したために時間において前後する２つの抽出データのビュー角の間にギャップがある場合は、前側及び後側における少なくとも一方の抽出データのビュー角を前記ギャップの方向に拡張して前記全スキャンデータの中からスキャンデータを抽出するものである。
【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。
【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。
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。
このような場合でも、本発明（１）では、不整脈検出手段が不整脈を検出したために時間において前後する２つの抽出データのビュー角の間にギャップがある場合は、前側及び後側における少なくとも一方の抽出データのビュー角を前記ギャップの方向に拡張して前記全スキャンデータの中からスキャンデータを抽出する。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、心臓の正しい断層像を得ることができるる。
【００１８】
本発明（２）では上記本発明（１）において、データ抽出手段は、心電波形中のＲ波信号から所定の位相及びサイズのスキャンデータを抽出する。
【００１９】
好ましくは、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。
【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。
【００２２】
本発明（３）では上記本発明（１）又は（２）において、前記データ抽出手段は、時間において前後する２つの抽出データのビュー角の間に重複がある場合は、前側及び後側における少なくとも一方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Ａ１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。
【００２９】
本発明（４）では上記本発明（１）〜（３）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。
【００３０】
本発明（５）では上記本発明（４）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。
【００３１】
本発明（６）では上記本発明（４）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。
【００３５】
本発明（７）では上記本発明（１）〜（６）において、被検体をはさんで相対向するＸ線管とＸ線検出器とを前記被検体の体軸のまわりに回転させることにより前記心臓領域のスキャンを行う。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。
【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。
【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＝１０００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、１１ａはそのＣＰＵ、１１ｂはＣＰＵ１１ａが使用するＲＡＭ，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３１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ｇ₁（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。
【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。
【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。
【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:Inferior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「ＣＯＮＦＩＲＭ」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ＣＴ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−Ｐｅａｋ）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。
【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＝Ｒ_i+1−Ｒ_i により求める。ここで、Ｒ_i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。
【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。
【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。
【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。
【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Ｓ４２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Ｓ４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ＣＴ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。
【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。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【符号の説明】
１１中央処理装置
１１ａＣＰＵ
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
３１Ｘ線管
３２コリメータ
３３Ｘ線検出器
３４データ収集部
３５ガントリ
４０心電計[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray CT apparatus , and more specifically, scans by moving an imaging table intermittently in the body axis direction over the heart region of the subject according to an axial scan method, or scans an imaging table according to a helical scan method. The scan is performed by continuously moving in the direction of the body axis over the heart region, and all the scan data of the heart region is collected and accumulated, and the scan data corresponding to the predetermined heart phase of the heart is divided into a plurality of heartbeats. The present invention relates to an X-ray CT apparatus that separately extracts all of the scan data and combines the extracted data to reconstruct a CT tomogram per slice.
[0002]
[Prior art]
FIGS. 6 to 8 are views (1) to (3) for explaining the prior art, and FIG. 6 (A) shows a typical electrocardiogram waveform. In the figure, assuming that the heart rate is 75 / min, the heart cycle becomes 800 ms, and an electrocardiogram waveform (P wave to U wave) as shown in the figure appears within this period.
[0003]
FIG. 6B shows the operation of the heart corresponding to the electrocardiographic waveform. In (a) of the figure, at the timing of the P wave, the atrium is excited (contracted), whereby blood flow from the vena cava and pulmonary vein flows into the ventricle. In (b) of the figure, at the timing of the subsequent QRS wave, the atrium is subtracted from the excitement (contraction) and the ventricle is excited (contraction), whereby the blood flow accumulated in the ventricle is moved to the aorta and pulmonary artery side. Extruded. In (c) of the figure, at the timing of the subsequent T wave, the ventricle is stopped from excitement (contraction). And at the timing of the following U wave, the movement of the heart is the slowest.
[0004]
In a normal heart, such an electrocardiographic waveform is repeated almost regularly. However, even if the heart is normal, the heart rate (number of R wave signals generated per minute) varies depending on the physical condition of the subject. For example, if the heart rate is 120 / min, the heart rate cycle Becomes 500 ms, and P wave to U wave as shown in the figure appear within this period.
[0005]
Conventionally, a so-called multi-sector reconstruction (MSR) method is known as a method for reconstructing such a CT tomographic image of a moving heart. In this method, the electrocardiographic waveform is separately measured and recorded with an electrocardiograph simultaneously with the scan reading of the heart part, and the constant phase α and the constant size are obtained from each R wave signal (that is, the peak position of the R wave signal). By extracting a plurality of projection data (sector data) of β and combining them, a CT tomographic image in a predetermined cardiac phase (preferably U phase with little motion) of the heart is reconstructed. This will be specifically described below.
[0006]
FIG. 7 is a diagram for explaining a multi-sector recon method using a conventional X-ray CT apparatus, and shows a normal case where the subject has no arrhythmia. In the figure, the X-ray fan beam from the X-ray tube 31 passes through the subject 100 and enters the X-ray detector 33 all at once, and corresponding projection data g (X, θ) is obtained. Here, X represents the channel number of the X-ray detector, and θ represents the view (projection) angle. Further, X-ray imaging similar to the above is performed at each view angle θ rotated by the gantry 35, and thus projection data for one rotation of the gantry is collected and accumulated. At the same time, the imaging table 20 is moved intermittently / continuously in the direction of the subject body axis CLb in accordance with the axial / helical scan method, thus collecting and storing all projection data for the required imaging region (heart region) of the subject. To do.
[0007]
In the figure, scans S1 to S6 represent the number of rotations of the gantry 35, in which a solid line is a view angle of 0 ° to 180 ° (front side of the paper), and a broken line is a view angle of 180 ° to 360 ° (back side of the paper). Each scan trajectory is represented. In this case, the imaging table 20 is moved every rotation of the gantry 35 in the axial scan, and the imaging table 20 is moved simultaneously with the rotation of the gantry 35 in the helical scan. In any case, the projection data h (X, θ) for reconstructing a CT tomogram at the required slice position of the heart is obtained directly or indirectly (interpolation etc.) from the scan data g (X, θ). It is done.
[0008]
Now, assuming that the scanning speed of the gantry 35 is 0.5 sec / rotation, projection data g (X, θ) for six rotations of the gantry is accumulated in the scans S1 to S6. At the same time, it is assumed that an electrocardiographic waveform separately measured by an electrocardiograph (not shown) is recorded and has a phase relationship as shown in the figure with the scan.
[0009]
In FIG. 7, first, projection data h1 (X, θ) corresponding to time β when time α has elapsed from signal R1 is extracted. When this is indicated by the view angle θ in the inset (a), the first projection data h1 (X, θ) starts at the approximate view angle π / 2 of the scan S2 and ends at the approximate view angle π.
[0010]
By the way, in the so-called half-recon method, projection data h (X, θ) corresponding to at least a view angle of 180 ° is necessary for a slice surface on which the subject (heart) is located. If the data cannot be covered with (extracted data), an image of one slice plane is reconstructed by connecting the extracted data of two or more times before and after.
[0011]
The inset (b) shows the relationship between the second projection data h2 (X, θ) and the view angle θ. The second projection data h2 (X, θ) starts at the approximate view angle 11π / 6 of the scan S3 and ends at the approximate view angle π / 3 of the scan S4. In this example, the two projection data h1 (X, θ) and h2 (X, θ) are connected to each other to obtain approximately 180 necessary for reconstructing a U-phase CT tomogram with little heart motion. Projection data h (X, θ) for ° can be acquired.
[0012]
[Problems to be solved by the invention]
However, as in the above-described conventional method, if the projection data at the time when a certain time α has elapsed from the R-wave signal is uniformly extracted, if the subject 100 has an arrhythmia, the reconstructed CT tomogram Artifacts (false images) occur in the image. Hereinafter, this will be specifically described with reference to FIG.
[0013]
FIG. 8 shows a case where the subject has an arrhythmia. In the figure, an extraventricular contraction R3 (an example of a typical arrhythmia) occurs in the interval of the heartbeat R2 in this example, and if such an arrhythmia occurs, the signal at the point in time α delayed from the signal R2. Since the actual heart is not a U-phase heart with a small movement corresponding to the heartbeat R2, but is in a QRS period (ventricular excitation period) with a large movement at the heartbeat R3, the heart at this time is greatly deformed or moved. In the past, this has sometimes prevented the U-phase heart from being correctly reconstructed.
[0014]
The present invention has been made in view of the above problems of the prior art, and an object of the present invention is to provide a cardiac imaging method and apparatus capable of obtaining a correct CT tomogram of the heart regardless of the presence of arrhythmia. .
[0015]
[Means for Solving the Problems]
The above problem is solved by the configuration of FIG. That is, the X-ray CT apparatus of the present invention (1) performs scanning by moving the imaging table intermittently in the body axis direction over the heart region of the subject according to the axial scanning method , or covers the imaging table according to the helical scanning method. The scan is performed by continuously moving in the body axis direction over the heart region of the specimen, and all the scan data of the heart region is collected and accumulated, and a plurality of scan data corresponding to the predetermined heart phase of the heart are collected. the extracts from all the scan data is divided into an X-ray CT apparatus for reconstructing a CT tomographic images per slice by combining the extracted data, the electrocardiographic waveform data measured simultaneously with the scan of the heart region and arrhythmia detection means for detecting an arrhythmia based on, Tokoro in each heartbeat scan data necessary for image reconstruction of a slice plane And a data extracting means for extracting from the cardiac phase of the scan data, said data extracting means, for the arrhythmia detecting means does not extract the heartbeat of scan data when it detects an arrhythmia, the arrhythmia detecting means detects arrhythmia If there is a gap between the view angles of the two extracted data that precede and follow in time, the view angle of at least one of the extracted data on the front side and the rear side is expanded in the direction of the gap and Scan data is extracted .
[0016]
FIG. 1 shows an example of an electrocardiogram waveform and scan data (corresponding to the view angle θ). In this example, the heartbeat appears in the mode of 0.8 s, 0.4 s, and 0.9 s. When this is seen in the generation time interval of the R wave signal, the arrhythmia (excluding ventricular phase) is between the signal R2 and the signal R3. Shrinkage etc.). Assuming that the scan data necessary for image reconstruction of one slice plane is 180 ° in view angle, in this example, one slice plane can be reconstructed by combining the extracted data for two heartbeats. To do.
[0017]
However, in the conventional method of extracting the scan data of each heartbeat, the extracted data A1 in the U period with little movement and the extracted data A2 in the QRS period with strong movement are combined, and the CT Artifacts occur in the tomographic image. In this regard, in the present invention (1), an arrhythmia is detected based on the electrocardiographic waveform data, and the scan data A2 corresponding to the heartbeat in which the arrhythmia is detected is not extracted. As a result, in this example, the scan data A3 for the next heartbeat is extracted instead, and the extracted data A1 and A3 for the U period with less movement are combined, so that the slice plane for the U period can be correctly reconstructed.
By the way, in the example of FIG. 1, the data A3 instead of the data A2 that was not extracted by detecting the arrhythmia could be extracted from the third heartbeat immediately after. However, in general, it is often necessary to extract data from 3 to 4 heartbeats for image reconstruction of one slice plane, and the scan position in the body axis direction advances as the heart rate progresses. Therefore, it is not always possible to extract the scan data that has not been extracted by the detection of arrhythmia from the immediately following heartbeat interval.
Even in such a case, in the present invention (1), when there is a gap between the view angles of two extracted data that move back and forth in time because the arrhythmia detection means has detected an arrhythmia, at least one of the front side and the rear side Scan data is extracted from all the scan data by extending the view angle of the extracted data in the gap direction . Therefore, even when the extraction of scan data necessary for image reconstruction per slice plane is limited by the scan progress in the direction of the subject body axis, the necessary amount of scan data can be efficiently secured, A correct tomographic image can be obtained.
[0018]
In the present invention (2), in the present invention (1), the data extracting means extracts scan data having a predetermined phase and size from the R wave signal in the electrocardiogram waveform .
[0019]
Preferably, each piece of extracted data is extracted so that no angle gap or overlap occurs between the corresponding view angles.
[0020]
For example, assuming that the extracted data A1 is extracted from the view angles π / 2 to π, the extracted data A3 has a view angle π to 3π / 2 that is in contact with the view angles π / 2 to π (even at view angles 0 to π / 2). Extracted from). Therefore, the 180 ° scan data necessary for half recon can be extracted efficiently without duplication.
[0021]
In the example shown in the figure, the data A1 and A3 extracted at each cardiac phase α happen to touch each other's view angle, but this is not always the case. Therefore, the start of data extraction is basically based on the timing of the cardiac phase α. However, if an angular gap or overlap occurs between the view angles of the extracted data, the view angle corresponding to the timing of the cardiac phase α is used. The data is extracted by shifting the view angle of the data back and forth within a possible range (without departing from the U period).
[0022]
In the present invention ( 3 ), in the above invention ( 1 ) or (2) , the data extraction means, when there is an overlap between the view angles of the two extracted data preceding and following in time, at least on the front side and the rear side Duplicate data in one extracted data is deleted.
[0023]
For example, when there is overlap between the view angles of the two extracted data A1 and A3 before and after, the rear duplicate data in the front extract data A1 is deleted, or the front duplicate data in the rear extract data A3 is deleted. Alternatively, one of the duplicate data in the extracted data A1 and A3 on the front side and the rear side is shared and deleted.
[0029]
In the present invention ( 4 ), in the present inventions ( 1 ) to (3) , the arrhythmia detecting means detects arrhythmia based on the generation interval of the R wave signal in the electrocardiogram waveform.
[0030]
In the present invention ( 5 ), in the present invention ( 4 ), the arrhythmia detecting means detects an arrhythmia when the generation interval of the R wave signal in the electrocardiogram waveform is smaller than the average interval for a predetermined number of heartbeats by a predetermined amount or more. To do. Therefore, even if the pulse (heart rate) during photographing changes gently, the average heart rate cycle can be obtained appropriately following this, so that the arrhythmia can be accurately detected.
[0031]
In the present invention ( 6 ), in the present invention ( 4 ), the arrhythmia detecting means detects an arrhythmia when the generation interval of the R wave signal in the electrocardiogram waveform is smaller than a predetermined average interval of all the heartbeats. Is. If the average interval is obtained for all the measured heartbeats, the correct average interval can be obtained as a whole even if some arrhythmia is included therein, so that the arrhythmia can be accurately detected.
[0035]
In the present invention ( 7 ), in the present inventions ( 1 ) to (6) , the X-ray tube and the X-ray detector facing each other across the subject are rotated around the body axis of the subject. A scan of the heart region is performed. The present invention is suitable for application to such an X-ray CT apparatus.
[0036]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments of the invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. Note that the same reference numerals denote the same or corresponding parts throughout the drawings.
[0037]
FIG. 2 is a configuration diagram of a main part of an X-ray CT apparatus according to an embodiment. This apparatus has a scanning gantry unit 30 that scans and reads a subject 100 with an X-ray fan beam XLFB, and a body axis on which the subject 100 is placed. An imaging table 20 that is moved in the direction of CLb and an operation console unit 10 that performs remote control of each of the units 30 and 20 and is operated by an X-ray imaging engineer.
[0038]
In the scanning gantry 30, 31 is a rotary anode type X-ray tube, 31 A is an X-ray controller, 32 is a collimator for limiting the X-ray slice width, 32 A is a collimator controller, and 33 is a large number aligned in the channel CH direction ( X-ray detector in which X-ray detection elements (n = 1000 or so) are arranged in, for example, four rows L1 to L4 in the direction of the body axis CLb, and 34 is the projection data of the subject based on the detection signal of the X-ray detector 33 A data collecting unit 35 for generating and collecting the gantry 35 is a gantry that supports the X-ray imaging system so as to be rotatable around the body axis, and 35 A is a rotation control unit for the gantry 35.
[0039]
In the operation console unit 10, 11 is a central processing unit that performs main control and processing (scan control, CT tomographic multi-sector recon processing, etc.) of the X-ray CT apparatus, 11a is its CPU, 11b is a RAM used by the CPU 11a, A main memory (MM) composed of a ROM and the like, 12 is a command and data input device including a keyboard and mouse, 13 is a display device (CRT) for displaying scan plan information and CT tomograms, and 14 is a CPU 11a. A control interface for exchanging various control signals CS and monitor signals MS between the scanning gantry unit 30 and the imaging table 20, 15 is a data collection buffer for temporarily storing projection data from the data collection unit 34, and 16 is Projection data from the data collection buffer 15 is stored and stored, and various types of data necessary for the operation of the X-ray CT apparatus Is application programs and various arithmetic / correction have secondary storage device stores the data file or the like for (hard disk device).
[0040]
The operation of X-ray CT imaging will be described. The X-ray fan beam XLFB from the X-ray tube 31 passes through the subject 100 and enters the detector rows L1 to L4 of the X-ray detector 33 all at once. The data collection unit 34 generates projection data g ₁ (X, θ) to g ₄ (X, θ) corresponding to each detection row output of the X-ray detector 33 and stores these in the data collection buffer 15. Here, X represents the channel number of the detector, and θ represents the projection (view) angle. Further, X-ray projection similar to the above is performed at each view angle θ where the scanning gantry 35 is slightly rotated, and thus projection data for one rotation of the scanning gantry is collected and accumulated. At the same time, the imaging table 20 is moved intermittently / continuously in the direction of the body axis CLb in accordance with the axial / helical scan method, thus collecting and accumulating all projection data for the required imaging area of the subject. It is stored in the storage device 16. Then, the CPU 11a reconstructs a CT tomogram of the subject 100 based on the obtained projection data after displaying all the scans or following (in parallel with) the scan execution, and displays this on the display device 13. .
[0041]
When performing multi-sector recon processing of the heart, an electrocardiograph 40 is attached to the subject 100, the detection signal (electrocardiographic waveform) is taken into the apparatus via the control interface 14, and these are scanned into the heart scan data. And recorded in the secondary storage device 16 in synchronization.
[0042]
3 and 4 are flowcharts (1) and (2) of the X-ray CT imaging process according to the embodiment. Each means (arrhythmia detecting means, data extracting means, etc.) according to the present invention is realized by executing a program of the CPU 11a. The FIG. 3 shows the main process. Preferably, after performing a scout scan of the subject 100 in advance, this process is input. In step S <b> 11, a scan plan screen for the subsequent axial / helical scan of the subject 100 is displayed on the display unit 13. In step S12, the engineer sets scan plan information.
[0043]
An example of scan plan information is
Scan type [Scan Type] = Scan start position on the helical scan body axis [Start Loc] = z1
Scan end position on the body axis [End Loc] = z2
Number of scans [NO.of Scan] = 15 (when using 4-row detector)
Scan width [Thick] = 1 mm (per detection row)
Scan time [Sec] = 0.5 sec / tube voltage of gantry 1 rotation X-ray tube [kV] = 120 kV
X-ray tube current [mA] = 280 mA
It is.
[0044]
In step S13, the engineer sets the recon plan information. An example of recon planning information for obtaining a CT image of the heart is
Reconstructed slice start position [Start Loc] = S100 (represents S: Superior)
Reconstructed slice end position [End Loc] = I50 (I: Inferior)
Number of slices (images) [NO.of Images] = 8 Slice thickness of subject [Thick] = 1 mm
Reconstruction algorithm = default image filter = default reconstruction matrix size = 256 pixels.
[0045]
In step S14, input of the setting confirmation button “CONFIRM” is awaited, and when it is input, scanning / reading control of the subject 100 is performed according to the set scan parameter in step S15. In step S16, the electrocardiographic waveform and projection data g ₁ (X, θ) to g ₄ (X, θ) of the subject 100 are collected, and stored and stored in the disk device 16 while maintaining the time relationship therebetween. In step S17, it is determined whether or not the scan for the required imaging region is completed. If not completed, the process returns to step S15. Thus, when the scan is completed, the reconstruction data extraction process described later is performed in step S30. In step S18, a CT tomogram of the heart region is reconstructed using the extracted sector data, and in step S19, the CT tomogram is displayed on the screen.
[0046]
FIG. 4 shows reconstruction data extraction processing. In step S31, 1 is set (initialized) to the counter j of the number of slices to be reconfigured. In step S32, an average heartbeat period is obtained and set in the register P. This average heartbeat cycle is obtained for an R wave signal (R-Peak) of the electrocardiogram, for example, by an average value (moving average value) of intervals of several heartbeats preceding the corresponding position of the slice position. Or you may obtain | require the average value about all the heartbeats measured simultaneously with the scan of the heart region.
[0047]
In step S33, an extraction parameter for extracting projection data h (X, θ) for a plurality of sectors necessary for reconstruction of the slice plane is determined as being proportional to the obtained heartbeat period P. That is, the delay time α (for example, = 0.4 × P) from the R wave signal and the sector data extraction time β (for example, = 0.2 × P) are obtained.
[0048]
In step S34, 1 is set (initialized) to the sector number counter i. In step S35, the heartbeat period T of the point of interest i corresponding to the slice surface to be reconstructed of the heart is obtained by T = R _{i + 1} −R _i . Here, R _i is the generation time of the R wave signal corresponding to the point of interest (sector), and R _{i + 1} is the generation time of the next R wave signal.
[0049]
In step S36, it is determined whether or not the obtained heartbeat period T is included in the range of arrhythmia (for example, T <0.8 × P). If it is not an arrhythmia, reconstruction data corresponding to the cardiac cycle is extracted in step S37. That is, reconstructed data hi (X, θ) corresponding to time β is extracted from a position delayed by time α from the R wave signal at the point of interest. In the case of arrhythmia, the process of step S37 is skipped. That is, the reconstruction data hi (X, θ) of the heartbeat cycle is not extracted.
[0050]
In step S38, the sector number counter i is incremented by one. In step S39, it is determined whether i> k. Here, k is the number of sectors required for half-recon on one slice plane, for example, k = 4. If i> k is not satisfied, the process returns to step S35 to extract the next sector data.
[0051]
If i> k, it is determined in step S40 whether or not the reconstructed data h (X, θ) required for half recon is extracted (covered). In this case, if no arrhythmia has been detected in the previous process, reconstruction data h ₁ (X, θ) to h ₄ (X, θ) for four sectors have already been extracted. for example h ₃ (X, θ) when the arrhythmia has been detected in the timing of extracting, since the h ₃ (X, θ) is not extracted, so that the reconstructed data for one sector is short. In this case, the reconstruction data for the missing part is supplemented in step S41.
[0052]
For example, the data h ₃ (X, θ) is extracted at the same time by expanding the previous extracted data h ₂ (X, θ) to an insufficient view angle. Alternatively, the data h ₃ (X, θ) is extracted at the same time by expanding the extraction range of the extracted data h ₄ (X, θ) immediately afterward to a view angle that is insufficient. Alternatively, the extracted data h ₂ (X, θ) and h ₄ (X, θ) immediately before and after are expanded so that they do not overlap with the missing view angle, and the data h ₃ (X, θ) is simultaneously added. Extract.
[0053]
If the determination in step S40 covers half recon, the process in step S41 is skipped. In step S42, it is determined whether or not the slice number counter j = m (the number set in the recon plan). If j = m is not satisfied, j is incremented by 1 in step S43. Then, the process returns to step S34, and the reconstruction data at the next slice position is extracted. Further, when j = m is determined in step S42, the process is terminated.
[0054]
FIG. 5 specifically shows an example of multi-sector recon processing according to the embodiment. In the figure, first, projection data A1 of a predetermined phase α corresponding to the signal R1 is extracted. When this is shown in relation to the view angle θ in the inset (a), the first projection data h1 (X, θ) starts at the approximate view angle π / 2 of the scan S2 and ends at the approximate view angle π. In the section of the next signal R2, since the next signal R3 is generated abnormally early, an arrhythmia is detected, and thus projection data A2 having a predetermined phase α corresponding to the signal R2 is not extracted. Instead, the second data A3 is extracted from the region of the predetermined phase α corresponding to the third signal R3. When this is shown in relation to the view angle θ in the inset (b), the second projection data h3 (X, θ) starts at the approximate view angle π of the scan S4 and ends at the approximate view angle 3π / 2. To do. Thus, in this example, the extracted data A1 of the U period corresponding to the signal R1 and the extracted data A3 of the U period corresponding to the signal R3 are combined, so that the slice in the desired state (U period) of the heart The face can be reconstructed correctly.
[0055]
In the above embodiment, the application example to the X-ray CT apparatus of the present invention has been described, but the present invention is not limited to this. The present invention is also applicable to an MRI apparatus that scans and scans a subject.
[0056]
Further, although the preferred embodiment of the present invention has been described, it goes without saying that various changes in the configuration, control, processing, and combination of each part can be made without departing from the spirit of the present invention.
[0057]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, a correct CT tomographic image of the heart can be obtained regardless of the presence of arrhythmia. Therefore, it greatly contributes to the improvement of the function and reliability of this type of computer diagnostic apparatus.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating the principle of the present invention.
FIG. 2 is a configuration diagram of a main part of an X-ray CT apparatus according to an embodiment.
FIG. 3 is a flowchart (1) of an X-ray CT imaging process according to the embodiment.
FIG. 4 is a flowchart (2) of an X-ray CT imaging process according to the embodiment.
FIG. 5 is a diagram illustrating multi-sector recon processing according to the embodiment.
FIG. 6 is a diagram (1) for explaining the prior art.
FIG. 7 is a diagram (2) for explaining the prior art.
FIG. 8 is a diagram (3) for explaining the prior art.
[Explanation of symbols]
11 Central processing unit 11a CPU
11b Main memory (MM)
12 Input device 13 Display device (CRT)
14 Control interface 15 Data collection buffer 16 Secondary storage device 20 Imaging table 30 Scanning gantry unit 31 X-ray tube 32 Collimator 33 X-ray detector 34 Data collection unit 35 Gantry 40 ECG

Claims

The imaging table is intermittently moved in the body axis direction over the subject's heart region according to the axial scan method, or the imaging table is continuously moved in the body axis direction over the subject's heart region according to the helical scan method. To collect and accumulate all scan data of the heart region, and extract scan data corresponding to a predetermined heart phase of the heart into a plurality of heartbeats and extract it from the all scan data, In an X-ray CT apparatus that reconstructs a CT tomogram per slice by combining extracted data,
And arrhythmia detection means for detecting an arrhythmia based on the scanning and the electrocardiographic waveform data measured simultaneously of the heart region,
Data extraction means for extracting scan data necessary for image reconstruction of one slice plane from scan data of a predetermined cardiac phase in each heartbeat;
It said data extracting means does not extract the heartbeat of scan data when said arrhythmia detecting means detects arrhythmia, during the view angle of the two extraction data in which the arrhythmia detecting means back and forth in time to the detected arrhythmias An X-ray CT apparatus characterized in that when there is a gap, scan data is extracted from all the scan data by expanding a view angle of at least one of the extracted data on the front side and the rear side in the direction of the gap .

Said data extracting means, X-rays CT apparatus according to claim 1, characterized in that the R-wave signal in the electrocardiographic waveform extracting predetermined scan data of the phase and size.

Wherein the data extraction means, if there is overlap between the view angle of the two extraction data back and forth in time, according to claim 1, characterized in that to remove duplicate data in at least one of the extracted data in the front and rear Or the X-ray CT apparatus of 2.

It said arrhythmia detecting means, X-rays CT apparatus according to any one of claims 1 to 3, characterized in that to detect the arrhythmia based on the occurrence interval of the R-wave signal in the electrocardiographic waveform.

Said arrhythmia detecting means, X according to claim 4, characterized in that the detected arrhythmia by a predetermined or smaller than the average interval of a predetermined number of heart beats which occur interval R-wave signal in the electrocardiographic waveform is preceded Line CT device .

5. The X-ray according to claim 4 , wherein the arrhythmia detection unit detects an arrhythmia when an R-wave signal generation interval in an electrocardiogram is smaller than a measured average interval for all heartbeats by a predetermined amount or more. CT device .

Claims 1 to 6, characterized in that the scan of the heart region by rotating the X-ray tube and the X-ray detector which faces across the subject around the body axis of the subject X-ray CT apparatus according to one any of.