JPH02211131A - 周期的動きに起因する偽像を低減する装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は、撮像すべき対象物のほぼ周期的な動作から生
ずる偽像（アーティファクト）を低減するコンピュータ
断層撮影（ＣＴ）像形成（イメージング）法に関する。

更に詳しくは、本発明は、透過型コンピュータ断層撮影
法（ＣＴ）および放出（エミッション）型コンピュータ
断層撮影法のような投影像形成技術に使用される偽像抑
圧法に関する。ここに使用されるように、透過型像形成
法は撮影対象物を透過した放射線を検出することによっ
て像形成を行うものであり、放出型像形成法は撮像対象
物から放出される放射線、例えば放射性医薬品のアイソ
トープによって放出されるような放射線を検出すること
によって像形成を行うものである。

透過型コンピュータ断層撮影システムの一実施例におい
ては、Ｘ線発生源とコリメータとにより扇形ビームを形
成し、この扇形ビームを撮像対象物を通るスライス平面
に沿って差し向け、スライス平面内に設けられている一
連のＸ線検出器で受ける。各検出器はＸ線発生源からそ
の特定の検出器素子に投影される線に沿った透過放射線
の濃度を測定する。この濃度は撮像対象物による前記線
に沿ったＸ線ビームの散乱および吸収に依存している。

各検出器は円弧状に配列され、扇形ビームの異なる線に
沿ってＸ線発生源からＸ線を捕捉して、完全な投影用の
データを同時に収集する。このように収集される１つの
投影は、投影軸と称される扇形ビーム中心線によって識
別される。それから、Ｘ線発生源および検出器はスライ
ス平面内において撮像対象物の周りを回転させられ、扇
形ビームの主軸が撮像対象物を新しい角度で通るように
する。この処理が繰り返されて、各々異なる角度に沿っ
た多数の投影が収集されて、断層撮影投影の組を構成す
る。このような一組の多数の投影はそれから本技術分野
で周知である再構成アルゴリズムによって再構成されて
、撮像対象物のスライス平面における断層撮影像が得ら
れる。

放出型コンピュータ断層撮影法も同様な方法で行われる
。簡単に説明すると、一組の検出器がまたスライス平面
内において撮像対象物の周りを回転させられる。検出器
は外部のＸ線発生源からでなく、むしろ対象物自身内の
放射性アイソトープから放射線を受ける。検出器によっ
て受けた放射線は放出された放射線の散乱および吸収を
示すと共に、また撮像対象物内の放射線源の相対濃度を
示している。検出器配列体はその位置が異なる角度に移
動するに従ってスライス平面内の撮像対象物の全てに関
する異なる投影を受ける。各投影は投影軸と称される検
出器配列体の主軸によって識別される。

コンピュータ断層撮影像の獲得にはかなりの時間がかか
る。透過型および放出型の両方の断層撮影法においては
、多数の投影を得るのに通常検出器配列体および／また
はＸ線発生源を物理的に動かすことが必要である。投影
データの獲得を高速化する努力は獲得システムの機械的
要素、検出器および／またはＸ線発生源が撮像対象物の
周りを移動する速度によって制限されている。ある限界
値を越えて走査時間を減らす試みは再構成像における信
号対雑音比に悪影響を与える。信号対雑音比は所与の投
影の獲得の間における放出または透過流束量（フルエン
ス）に関係し、この放出または透過流束量は走査速度が
高くなると事実上減少する。

撮像対象物が像再構成に必要な一組の完全な投影を獲得
する間に動いた場合、その結果生じる像には解像度の損
失、縞の発生、密度の高い対象物の領域中における「泡
」、または「ゴースト」と称される対象物の二重の像の
形のモーション誘起偽像が現れる。ゴーストは動きがほ
ぼ周期的である場合に非常にありふれているものである
。

多くの生理的動きは完全には周期的ではない。

周期は時間の経過につれて変化し、また動いている対象
物は各サイクルの同じ点においても同じ位置には戻らな
いことがある。この考察のために、前者の判断基準は時
間的周期性と称され、後者の判断基準は空間的周期性と
称される。

断層撮影像再構成用に必要な走査時間を減らすのにかな
りの努力が費やされた。実用の走査時間は過去数年間に
おいて数分から数秒までに減らされた。それにも拘わら
ず、心臓の運動、嬬動および呼吸動ような動きの周期で
は、現今の短い走査時間においてさえもデータ獲得の間
に何らかの動きが生じ得る。このようなモーション・ア
ーティファクト（モーション誘起偽像）を最小にする多
数の方法が使用されている。このような動きを制限する
ための走査プロトコルが採用されている。

即ち、患者に対して静かに横たわって、走査の間中は呼
吸を止めるように指示したり、患者を拘束して支持する
ことによって全体的な筋肉の動きを制限したり、薬によ
って嬬動を減らすことが行われている。これらの技術は
部分的にのみ成功しており、患者が外傷をおっている場
合または緊急状態において走査を行われなければならな
い場合にはしばしば実行することができない。

代わりとして、呼吸または心臓の鼓動のような周期的な
生理的動きとタイミングを合わせた部分的な投影の組を
得るゲート技術がある程度の成功をもって使用されてい
る。これらの技術においては、１つの像を作るための完
全な一組の投影の獲得が生理的動きの多数のサイクルに
わたって行われる。典型的には、投影を連続的に獲得し
て、該投影が得られたサイクル中の段階（すなわち位相
）に従って「分類」し、周期的動きの各段階（位相）に
ついて別々の像を構成している。例えば、心臓に対する
ゲート技術の場合には、ＥＫＧ信号を使用して心臓のサ
イクルの位相とデータの獲得とを整合させ、心臓の多数
の鼓動すなわち多数のサイクルの後、心臓のサイクルの
各位相における像をそれぞれ別々に作っている。

上述したゲート技術ではモーションやアーティファクト
を減らした像が得られるが、これらの技術はいくつかの
欠点を有している。動きの各サイクルの１部分の間のみ
データが得られるので、所与の像を得るのに時間がかか
る。妥当な獲得期間においては、特定の投影軸が獲得時
間の間の適切な動きの段階と一致し損う結果として、各
投影の組から欠けた投影が発生し、理想的でない投影デ
ータを使用しなければならなくなる。最後に、１つの像
に対する完全な一組の投影を得るのに多くのサイクルを
必要とするめで、この技術は特に空間的非周期性の生理
的動きの影響を受は易い。

発明の要約 本発明は動作がほぼ周期的である場合の単一の走査期間
の間におけるモーション・アーティファクトを低減する
像形成法に関する。更に詳しくは、本発明はモーション
Φアーティファクトを最小にするように決定された時点
にデータの獲得が行われるようにタイミングを合わせて
いる。更に、獲得する投影の開始角度およびシーケンス
を制御することにより、モーション・アーティファクト
を減らす。

本発明の全般的な目的は、撮像対象物の空間的に非周期
的な動きの所与のサイクルの間に獲得し得るを益な投影
データを最大にすることである。

これは゛、空間的非周期性から生ずるモーション・アー
ティファクトを最小にするためにデータ獲得期間内にお
ける動きが最も少ない期間を中心に置くことによって達
成される。これは、対象物が動いている期間にまたがる
期間の間にデータが得られた場合に、モーション・アー
ティファクトが一層著しいものになるからである。

本発明の更に他の目的は、得られた像に対する動き自身
の影響を最小にすることである。走査の終わりまたは初
めにおいて発生する動きはモーションφアーティファク
トに関して像に対する影響が最も少ないということが実
験的に判明した。獲得ウィンドウの中心に撮像対象物の
サイクルの静止期間を置くことによって、動きの間隔が
獲得時間の終わりに変位され、この結果、モーション・
アーティファクトが少なくなる。

本発明の別の目的は、獲得データの投影軸を動きの主軸
の方向と調整して、動きおよび空間的非周期性の影響を
更に少なくすることである。投影軸にほぼ平行な動きは
投影軸にほぼ直角な動きよりも偽像を著しく低減するこ
とが判明した。従って、投影が動きの方向または動きの
主軸にほぼ平行である期間の間に動きが発生するように
投影のシーケンスおよび角度のタイミングが調整される
。

本発明の前述した目的および他の目的ならびに利点は次
の説明から明らかになるであろう。以下の説明は、本発
明の好適実施例を例示した添付図面を参照して行う。し
かしながら、このような実施例は本発明の全範囲を必ず
しも表していないので、本発明の範囲を理解するには特
許請求の範囲を参照しなければならない。

好適実施例の説明 まず第２図を参照すると、本発明の好適実施例に使用す
るのに適している「第３世代」のＣＴ装置の構成を表す
ＣＴ架台２２の概略構成図が示されている。この架台２
２は、発散角度φのＸ線の扇形ビームを撮像対象物２３
を通して検出器配列体１３に投射するように方向付けら
れたＸ線発生源２０を有している。撮像対象物に対する
架台の角度はθであり、説明上角度３３をＯ″として任
意に基準化されている。θは投影データを得るために典
型的なシステムにおいては３６０°以上変化する。「第
４世代」のＣＴシステム（図示せず）は回転するＸ線発
生源からＸ線の扇形ビームを受ける固定された多数の検
出器を有する。本発明はこのような第４世代の装置にも
同様に適用可能である。この場合には、θは単に撮像対
象物に対する可動Ｘ線発生源の角度である。

撮像対象物２３は角度βで方向付けられた主軸２７にほ
ぼ平行な周期的動きを有している。円弧２４はＣＴ像の
再構成のための最小の好適なデータ獲得角度範囲を表し
、典型的には１８０＠に扇形ビームの角度φを加えたも
のである。このデータ獲得角度の中心点は以下に説明す
るように本発明によれば撮像対象物２３に対して位置付
けられている。

次に第１図を参照すると、本発明を具体化するＣＴ像形
成システムの好適な制御システムのブロック図が示され
ている。図示のＣＴ制御システムは、３つの部分、すな
わち患者の呼吸、心臓の鼓動または他の周期的な生理的
動きに関する情報を提供する患者監視回路１と、Ｘ線発
生源、架台位置決め装置および検出器配列体を含むＣＴ
装置の各素子の動作を制御するＣＴインタフェース回路
２と、オペレータまたは放射線技術が本発明を実施する
のに使用されるパラメータを入力したり、ＣＴ装置から
データを受信することができるオペレータ入力コンソー
ル３とを存している。これらの各部分はコンピュータ９
に接続され、コンピュータ９はまた制御シーケンス用に
必要なタイミング情報を発生する実時間クロック８に接
続されている。

患者監視回路１は心臓の鼓動に関する信号を発生する心
電計（ＥＫＧ）のようなトランスデユーサ４および呼吸
を示す信号を発生する歪ゲージ胸部ベルトのようなトラ
ンスデユーサ５を有している。これらのトランスデユー
サの一方または両方を使用してもよいし、撮像対象物に
関するほぼ周期的な他の動きを測定するトランスデユー
サをこれらの装置の代わりに使用してもよい。また、本
技術分野に専門知識を有する者に明らかなように、本発
明の方法に従って別のトランデューサを加えてもよい。

各トランスデユーサ４および５はしきい値検出器６およ
び７にそれぞれ接続されている。これらのしきい値検出
器はトランスデユーサ信号の標識部分が生じた時にパル
スを発生する。この標識部分は周期的動きの１サイクル
の開始を識別する信号中の点である。しきい値検出器６
および７は口−バスフィルタとその後続の調節可能な電
圧比較器よりなる。各パルスの発生時に、コンピュータ
９は実時間クロック８を読み取り、しきし値検出器７お
よび６からの各パルスに関連する時刻をそれぞれアレイ
変数ｔ＋　　（ｎ）およびｔ２　（ｍ）に記憶する。こ
こでｎおよびｍは測定される周期的動きの相対的なサイ
クルを示す指示変数である。

ＣＴインタフェース回路２は架台位置エンコーダ１０を
有する。このエンコータ１０は以下に更に詳細に説明す
るように患者テーブルに対するＣＴ架台の角度、すなわ
ち投影軸に関するデータを発生する。Ｘ線管制御器１１
はＸ線管を作動し停止し、これにより投影データを得る
時点を制御する架台モータ制御器１２は、架台位置エン
コーダ１０とともにデータを獲得する前の初期架台位置
の正確な位置決めを行い、データ獲得中に得られる投影
軸のシーケンスの速度および方向を制御する。検出器配
列体１３は撮像対象物を透過したＸ線を受けて、または
放出型断層撮影法においては撮像対象物内の放射性医薬
品アイソトープから放出された放射線を受けて、投影像
の大きさを検出する。検出器配列体１３からの信号は周
知の再構成アルゴリズムに従ってコンピュータ９によっ
て処理するためにデータ獲得システム１４によってサン
プリングされディジタル化される。

オペレータコンソール３は一般にＣＲＴデイスプレィお
よびキーボードよりなり、これはオペレータが走査用の
パラメータを入力することを可能にし、またコンピュー
タ９からの再構成像および他の情報を表示することを可
能にする。

第３図を参照すると、呼吸トランスデユーサ５からの代
表的な信号４１が時間軸上に示されている。図中、ＡＰ
は最大架台回転速度（秒／度）に第２図において前述し
た最小データ獲得角度範囲２４を掛けて得られるデータ
獲得期間である。Ｐは所与のサイクルにおける呼吸動の
期間である。

ＱＰはＰのパーセントで表される静止期間である。

時点ｔ＋　　（ｎ）およびｔ＋　　（ｎ＋１）はしきい
値検出器からの信号の絶対時刻であり、ｔ＋　　（ｎ）
は現時点の呼吸動のサイクルｎの開始を示す。

Ｍａはトリガ・パルスの時点ｔ＋　　（ｎ）と静止期間
ＱＰの開始時点との間の時間で、全期間Ｐのパーセント
で表される。ＭａおよびＱＰの値は典型的には生理的動
きの従来の知識に基づいてオペレータによって選択され
る。このような知識は通常の生理学の医学的研究、また
は超音波のような他の画像形成法や通常のＸ線透視検査
法で行われる研究によって得られる。Ｐはサイクル毎に
僅かに変化するので、しきい値検出器６からの信号によ
って測定されるようなその前の期間の長さの回転（ｒｏ
ｌｌｉｎｇ　）加重平均から次の処理用に導き出すこと
ができる。好適実施例においては、現在のサイクルｎに
対するＰの値は前のサイクルｎ−１に対するＰの値に等
しく設定されている。

大規模なコンピュータ・シュミレーションによれば、動
きが断層像再構成用のデータの獲得の間に生じると考え
られる場合には、この動きはデータ獲得期間ＡＰの初め
または終わりに生じるように時間的に位置付けしなけれ
ばならないことを示唆している。これは静止期間ＱＰの
初めにデータ獲得期間ＡＰを開始する従来の技術とは異
なる。

更に、走査の終わりに位置するようにした偽造は「ハー
フスキャン（ｈａｌｆ　５ｃａｎ　）　Ｊまたは「アン
ダースキャン（ｕｎｄｅｒ　５ｃａｎ）　Ｊ技術を使用
することに減らすことができる。後者の技術は米国特許
出願節４．５８０．２１９号に開示されている。

ハーフスキャン技術は「インターナル・ワークショップ
・オン・フィジックス・アンド・エンジニアリング舎イ
ン中メディカル・イメージング（Ｉｎｔｅｒｎａｌ　ｗ
ｏｒｋｓｈｏｐ　ｏｎ　Ｐｈｙｓｌｃｓ　ａｎｄ　Ｅｎ
ｇｌｎｅｅｒｌｎｇ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｉｍａｇ
ｉｎｇ　）　、１９８８年」の第１９９ページの所載の
「扇形ビームＣＴにおける短走査コンボリューション再
構成の最適化（Ｏｐｔｌｍｌｚａｔｌｏｎ　ｏｒ　５ｈ
ｏｒｔ　５ｃａｎ　Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ　Ｒｅｃｏ
ｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎＩｎ　Ｆａｎ　Ｂｅａｍ　ＣＴ）
　Ｊの項に記載されテイル。両技術は走査の初めおよび
終わりに得られた投影データに対する加重係数を減じて
適用するものである。

本発明においては、静止期間ＱＰは、データ獲得開始時
刻ＡＳ−ｔ＋　　（ｎ）＋Ｐ＋Ｍａ　　１／２（ＡＰ−
ＱＰ）においてサイクルｎ＋１の走査を開始させること
によってデータ獲得期間ＡＰの中心に設定される。動き
の周期Ｐがデータ獲得期間ＡＰより小さい場合には、デ
ータ獲得の開始はパルスの時点ｔｌ　　（ｎ＋１）より
前に開始する。

更に、動きが投影データの獲得の間に生じると考えられ
る場合には、動きの主成分をできる限り、そのとき獲得
しているデータの投影軸に沿う方向に向けなければなら
ないことが研究によって判明した。従って、データ獲得
の開始前に、（第２図に示す）軸２７に沿った、データ
獲得期間ＡＰの間に生じる撮像対象物２３の動きが、投
影軸２６の方向にほぼ平行に生じるように、架台２２が
位置決めされる。これは撮像対象物の動きの主軸２７に
直角な軸２９に沿ってデータ獲得角度範囲２４の中心を
置くことによって達成される。第２図を再び参照すると
、データ獲得角度範囲２４の中心を対象物の動きの主軸
２７に直角な角度の所に設定するという条件を満足して
いることがわかる。

データ獲得角度範囲２４の中心を撮像対象物２９の主要
な動きに直角な角度の所に置くと、上述したように静止
期間ＱＰをデータ獲得期間ＡＰ内の中心においた場合に
、動きの生じる時点が走査時間の終わりにできるだけ近
づいて発生することになる。

第２図のデータ獲得角度範囲２４を参照すると、架台が
時計方向に動く場合、架台が角度位置３０にある時に走
査は開始され、架台が角度位置３９に達するまで継続す
る。架台を加速するのに要する時間を考慮して、架台の
走査前の位置は、時計方向に回転する場合は角度位置３
１にまたは反時計方向に回転する場合は角度位置３２に
位置付けられる。従って、円弧３６および３７は架台の
加速のために設けられている。円弧３６または３７の間
に架台を加速するに必要な時間はウオームアツプ時間と
称され、上述のように計算したデータ獲得開始時刻ＡＳ
から差し引かれ、この結果、動作開始時刻ＭＳが算出さ
れる。

架台を起動する位置３１または３２は各走査の後に架台
を再び位置決めする架台位置エンコーダ１０および架台
モータ制御器１１を使用して定められる。第２図に示す
角度位置３１および３２は全データ獲得角度範囲２４の
半分に加速用円弧３６または３７の角度を加えた値から
動きに直角な軸２９の角度を引くことによって計算され
る。軸２９の角度は、撮像対象物の動きの主軸の知識に
基づいて、オペレータによって入力される。

本発明を使用して、２つの周期的な生理的動きに対して
データ獲得を、調整することは更に複雑になるが、次に
説明する。第１図を参照すると、２つの信号が２つのト
ランスデユーサすなわち好適実施例においてはＥＫＧト
ランスデユーサ４および呼吸トランスデユーサ５から入
力される。トランスデユーサからのサンプルの波形４２
および４３が第４図に示されている。次に、第４図を参
照すると、波形４２は時刻ｔ＋　　（ｎ）および時刻ｔ
＋　　（ｎ＋１）の間に測定されたサイクルｎの間の期
間Ｐを有しており、これはしきい値検出器７からのパル
スの立上りエツジで測定した実時間クロックからの読み
を表している。波形４２のサイクルｎの間の静止期間Ｑ
Ｐの中心時刻ＣＰ　（ｎ）は計算式ＣＰ　（ｎ）＝ｔ＋
　　（ｎ）＋Ｍａ＋１／２ＱＰに従って計算され、ここ
においてＭａおよびＱＰはＰのパーセントであり、前述
したように前のＰの測定から決定される。

波形４３は時刻ｔ２　（ｍ）および時刻ｔ２　　（ｍ＋
１）の間で測定されたサイクルｍの期間Ｐ′を有し、こ
れはしきい値検出器６からのパルスの立上りエツジで測
定した実時間クロックからの読みを表、している。期間
Ｍａ’　およびＱＰ’　は、Ｐ′のパーセントとして表
されるが、生理的動きの研究による知識に基づいてオペ
レータによって選択されている。同様に、ＣＰ’　　（
ｍ）は計算式０式％ ＱＰ’に従って波形４３について計算される。

好適実施例においては、各走査の前に、各波形４２およ
び４３の多数の中心点が計算式ＣＰ　（ｎ）−ＣＰ　（
ｎ−１）＋ＰおよびＣＰ’（ｍ）−ＣＰ’　　（ｍ−１
）＋Ｐ’を使用して次に続く期間に対して推定され、す
なわちＣＰ　（ｎ）　、ＣＰ（ｎ＋１）−−・ならびに
ＣＰ’　　（ｍ）　、ＣＰ’　　（ｍ＋１）・・・が推
定される。この計算式において、ＰおよびＰ′はそれぞ
れｔ＋　　（ｎ−１）およびｔｚ（ｍ−１）の時点まで
の計算されたそれぞれの波形の期間の平均である。計算
されるこのような中心点の数は投影の獲得の間の受は入
れられる時間によって制限される。一般に、より多くの
対は２つの周期的であるが典型的には同期していない動
きのサイクルの間の良好な整合を可能にする。

波形４２の各中心点は波形４３の全ての中心点と比較さ
れて、ＣＰ　（ｎ）が波形４３の他の測定された中心点
に対して時間的に最も接近しているサイクルｎを識別す
る。この識別されたサイクルはデータ獲得用に選択され
、架台は、単一のトランスデユーサの場合について上述
したように計算した、波形４２の識別されたサイクルに
対して動作開始時刻において作動される。この手順は、
本技術分野に専門知識ををする者に明らかなように、追
加のトランスデユーサを使用することによりほぼ周期的
な別の生理的動きに対して調整するために容易に拡張す
ることができる。

第５図を参照すると、データ獲得開始時刻をいくつかの
生理的動きに対して調整する処理を示すフローチャート
が示されている。第１のステップ５０においては、パラ
メータｋｌ　、ｋｌ　　＋　　ｋ２およびに２′をオペ
レータが選択することを要求され、これらのパラメータ
から式Ｍａ　ｍｋｌ　　Ｐ。

Ｍａ’−に１’　Ｐ’　、ＱＰｍｋ２　ＰおよびＱＰ’
ｓｗ　ｋ　２／　ｐ　／に従ってＭａ、Ｍａ’　、ＱＰ
およびＱＰ’が決定される。また、オペレータはＰおよ
びＰ′の回転平均を算出するのに使用されるサイクルの
数を決定する値Ｗを選択するとともに、２つの生理的動
きを調整するのに未来のサイクルをいくつ調べるかを制
御する値Ｔを選択する。

第２のステップ５１においては、時刻ｔ＋　　（ｎ−Ｗ
）、・・・ｔ＋　　（ｎ）およびｔｚ（ｍ−Ｗ）％・・
・ｔ：　　（ｍ）の値が収集される。第３のステップ５
２においては、走査開始信号がオペレータから入力され
たかどうかプログラムによって判定される。

走査開始信号が入力されていると、プログラムは第４ス
テツプに進む。走査開始信号が入力されていない場合に
は、プログラムは第２のステップ５０に戻り、上述した
時刻を更新する。これらの時刻ｔ１およびｔｚは第１の
ステップ５０においてオペレータによって入力されたパ
ラメータとともに第４のステップ５３において使用され
、式Ｐ−［１＋　　（ｎ）−ｔ＋　　（ｎ−ｗ）］　／
ｗおよびＰ′−［ｔｚ　（ｍ）−ｔｚ　（ｍ−ｗ）］　
／ｗに従ってそれぞれ呼吸に関する期間Ｐおよび心臓に
関する期間Ｐ′の両方の周期の回転平均を計算する。上
記式において、ｍは呼吸動のサイクルｎの直前の心臓の
動きのサイクルである。また、Ｍ、１゜Ｍａ　、ＱＰお
よびＱＰ’が平均期間ＰおよびＰ′ならびに上述したよ
うにオペレータによって入力されたパラメータに基づい
て計算される。

第５のステップ５４においては、呼吸および心臓の動き
の静止期間の中心点ＣＰおよびＣ２２が次式ＣＰ　（ｉ
）＝ｔ＋　　（ｎ）＋Ｍａ＋１／２ＱＰ＋　（Ｐ・（ｉ
−ｎ））およびＣＰ’　　（ｊ）−ｔｚ（ｍ）＋Ｍａ’
　＋１／２ＱＰ１＋　（Ｐ’　　・（ｊ−ｍ））に従っ
て両動きの次のＴ個のサイクルについて計算される。上
記式において、ｉはｎからｎ＋１までのサイクルの番号
であり、ｊはｍからｍ＋Ｔ’　までのサイクルの番号で
あり、Ｔ′はＴ・（Ｐ／Ｐ’　）を最も近い整数に丸め
た値に等しい。

第６のステップ５５においては、２つの中心点ＣＰおよ
びＣ２２が時間的に最も近いサイクル番号ｍ”を決定す
る。これは、計算されたＴ個のサイクルについて呼吸動
に対する各中心点と心臓の動きに対する各中心点との間
の減算および両者の差の絶対値の大きさの比較を繰り返
し行うことによって達成される。

それから、この識別されたサイクルｎＸを使用して、式
ＡＳ＝ｔ＋　　（ｎ）＋Ｐ＋Ｍａ＋１／２（ＡＰ−ＱＰ
）＋Ｐ　・（ｎ”−ｎ）に従って第７のステップ５６に
おいて獲得開始時刻ＡＳが決定される。

本技術分野に専門知識を有する者にとっては、本発明の
精神および範囲内に入る多くの変更および変形を好適実
施例に行うことができることは明らかであろう。例えば
、他のトランスデユーサを使用して走査の間に人体の生
理的動きに関する基準データを得ることができる。また
、２次および３次加重技術を含む更に精巧な技術を使用
して未来の動作サイクルのタイミングおよび一致を予測
することもできる。呼吸のような周期的動きが随意的制
御を受けている程度によって、随意的周期動の制御を不
随意の周期的動きに対して更によく調和させるように可
視的フィードバックを患者に行うことができる。更に、
上述した技術は実時間で行う必要はないが、連続的に得
られた投影の組の記憶したデータに適用して、モーショ
ン・アーティファクトを低減した像を形成する一組の投
影を選択することができる。このような場合には、期間
Ｐのようなパラメータは過去のデータから算出する必要
はなく、対象とするサイクルについて収集されたデータ
から直接測定することができる。

更に、このようなモーションＯアーティファクト低減技
術は、各々の投影の組が得られた後に架台を停止して始
動する必要のない所謂「スリップリング（ｓｌｉｐ　ｒ
ｉｎｇ　）　Ｊ走査システムにも適用することができる
。このような装置においては、架台を予め選択された位
置に停止させないが、投影間において架台の回転速度を
調整して、架台を正しい時間に適切に整合させことによ
ってデータ獲得角度が周期的動きに対して調整される。

従って、本発明は好適実施例に限定されるものでなく、
特許請求の範囲によって定められるものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明を実施するのに有益なＣＴ制御システ
ムのブロック図である。 第２図はＣＴ架台に関連する相対角度を示すＣＴ架台の
概略構成図である。 第３図は呼吸トランスデユーサの信号を示す波形図であ
る。 第４図は呼吸トランスデユーサの信号とＥＫＧトランス
デユーサの信号とを示す波形図である。 第５図はデータ獲得開始時刻を決定する方法を示すフロ
ーチャートである。 １・・・患者監視回路、２・・・ＣＴインタフェース回
路、３・・・オペレータ入力コンソール、１３・・・検
出器配列体、２０・・・Ｘ線管。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、対象物の周りの複数の投影軸に沿って取られた一組
   の投影から像を形成する場合に、対象物の周期的動きか
   ら生ずる偽像を低減する方法であって、 前記周期的動きを表す信号を発生し、 一連の前記周期的動きの各々の中に予め設定した点を示
   す一連の基準信号を発生し、 各基準信号の中の前記予め設定した点に関連する静止期
   間を識別し、 前記基準信号に関連する一時刻において投影の獲得を開
   始して、一組の投影の全獲得時間を前記静止期間内に中
   心を合わせて設定する方法。 ２、対象物の周りの複数の投影軸に沿って取られた一組
   の投影から像を形成する場合に、対象物の周期的動きか
   ら生ずる偽像を低減する方法であって、 前記周期的動きの主軸を識別し、 投影軸のシーケンスを制御して、投影軸の範囲の中心を
   前記周期的動きの主軸に直角な角度の所に設定する方法
   。 ３、前記周期的動きが呼吸動である請求項１記載の方法
   。 ４、前記周期動きが心臓の動きである請求項１記載の方
   法。 ５、対象物の周りの複数の投影軸に沿って取られた一組
   の投影から像を形成する場合に、対象物の第１の周期的
   動きおよび少なくとも１つの第２の周期的動きから生ず
   る偽像を低減する方法であって、 前記周期的動きの各々を示す信号を発生し、前記周期動
   きの各サイクルの中の予め設定した点を示す一連の基準
   信号を、前記周期的動きの各々に対して発生し、 前記各基準信号の中の前記予め設定した点に関連する静
   止期間の中心点を識別し、 前記第１の周期的動きの所定の時間間隔を調べて、前記
   第１の周期的動きに対する前記基準信号に関連し、かつ
   前記第１および第２の周期的動きの間の中心点が最も接
   近している静止期間を識別し、 一組の投影の全獲得時間を前記識別された静止期間内に
   中心を合わせて設定するように前記第１の周期的動きに
   対する基準信号に関連した時刻に投影の獲得を開始する
   方法。 ６、前記周期的動きの主軸を識別し、 投影軸の範囲の中心が前記周期的動きの主軸に直角な角
   度の所に位置するように投影軸のシーケンスを制御する
   ステップを更に有する請求項５記載の方法。 ７、回転式架台上の検出器で獲得した一組の投影から像
   を再構成するように、周期的動きを有する対象物の断層
   撮影像を形成する装置であって、前記周期的動きを示す
   信号を発生するトランスデューサと、 一連の前記周期的動きの各々の中の予め設定した点を示
   す一連の基準信号を発生する検出器と、前記基準信号の
   各々の中の前記予め設定した点に関連する静止期間を識
   別するコンピュータ手段と、 一組の投影の全獲得時間を前記静止期間内に中心を合わ
   せて設定するように前記基準信号に関連した時刻に投影
   の獲得を開始させる架台制御手段と、 をそなえる装置。 ８、対象物の周りの複数の投影軸に沿ってとられた一組
   の投影から像を形成する場合に、対象物の周期的動きか
   ら生ずる偽像を低減する方法であって、 前記周期的動きを示す信号を発生し、 一連の前記周期的動きの各々の中の予め設定した点を示
   す一連の基準信号を発生し、 前記基準信号の各々の中の前記予め設定した点に関連す
   る静止期間を識別し、 前記静止期間の間および前記静止期間外の両方において
   投影を獲得するように前記基準信号に関連した時刻に投
   影の獲得を開始し、 前記投影の組が前記静止期間内に中心合わせされるよう
   に前記獲得した投影から一組の投影を選択する方法。 ９、対象物の周りの複数の投影軸に沿って取られた一組
   の投影から像を形成する場合に、対象物の周期的動きか
   ら生ずる偽像を低減するための装置であって、 前記周期的動きを表す信号を発生する手段と、一連の前
   記周期的動きの各々の中に予め設定した点を示す一連の
   基準信号を発生する手段と、各基準信号の中の前記予め
   設定した点に関連する静止期間を識別する手段と、 前記基準信号に関連する一時刻において投影の獲得を開
   始して、一組の投影の全獲得時間を前記静止期間内に中
   心を合わせて設定する手段とを有する装置。 １０、対象物の周りの複数の投影軸に沿って取られた一
   組の投影から像を形成する場合に、対象物の周期的動き
   から生ずる偽像を低減するための装置であつて、 前記周期的動きの主軸を識別する手段と、 投影軸のシーケンスを制御して、投影軸の範囲の中心を
   前記周期的動きの主軸に直角な角度の所に設定する手段
   とを有する装置。 １１、前記周期的動きが呼吸動である請求項９記載の装
   置。 １２、前記周期動きが心臓の動きである請求項９記載の
   装置。 １３、対象物の周りの複数の投影軸に沿って取られた一
   組の投影から像を形成する場合に、対象物の第１の周期
   的動きおよび少なくとも１つの第２の周期的動きから生
   ずる偽像を低減するための装置であつて、 前記周期的動きの各々を示す信号を発生する手段と、 前記周期動きの各サイクルの中の予め設定した点を示す
   一連の基準信号を、前記周期的動きの各々に対して発生
   する手段と、 前記各基準信号の中の前記予め設定した点に関連する静
   止期間の中心点を識別する手段と、前記第１の周期的動
   きの所定の時間間隔を調べて、前記第１の周期的動きに
   対する前記基準信号に関連し、かつ前記第１および第２
   の周期的動きの間の中心点が最も接近している静止期間
   を識別する手段と、 一組の投影の全獲得時間を前記識別された静止期間内に
   中心を合わせて設定するように前記第１の周期的動きに
   対する基準信号に関連した時刻に投影の獲得を開始する
   手段とを有する装置。 １４、前記周期的動きの主軸を識別する手段と、投影軸
   の範囲の中心が前記周期的動きの主軸に直角な角度の所
   に位置するように投影軸のシーケンスを制御する手段と
   を更に有する請求項１３記載の装置。