JPH0334336B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の属する分野〕 本発明は、心臓そのものや心臓の拍動の任意の
位相に同期する状態で臓器等の断層像を得るCT
（Computer Tomography）であつて、心臓の拍
動における任意の位相に同期して静止像を得るこ
とのできる心拍同期型イメージング装置に関する
ものである。

〔従来技術〕

従来より、心臓やその他の運動する臓器のよう
に比較的高速で拡張と収縮を繰返す臓器につい
て、特定の状態（例れば収縮期）での静止像（断
層像）や心臓の特定の状態（位相）に同期した条
件で臓器の静止像を得て医学上の診断情報に活用
するCTがある。

ところで、このような従来のCTでは次のよう
な問題があつた。

(1) CTイメージ再構成には全角度（360゜）方向
の投影データが彩取されることが望まれるが、
方式的に投影データの欠損が生ずる。

(2) その欠損データを補うために他の投影データ
からの推定計算（補間処理など）を必要とし、
そのために画質の低下や諸アーチフアクトを生
じてしまう結果となる。

(3) 欠損データの補い方によつては心拍同期性が
失われたり、同期がずれたりする。

(4) 心拍同期投影データ（いわゆる生データ）の
編集や生成のためのアルゴリズムは複雑で処理
時間が長くかかる。

(5) 複雑な処理を行うため装置全体として高価で
ある。

〔発明の目的〕

本発明の目的は、このような点を解決するもの
で、投影データの欠損が本質的に発生しないよう
な心拍同期型イメージング装置を提供することに
ある。

〔発明の概要〕

このような目的を達成する本発明の心拍同期型
イメージング装置は、順逆両方向に交互に回転し
ながら双方向でデータを収集できるガントリと、
各順方向における回転開始時点の心拍同期信号に
対する位相がそれぞれ互いに2T_k／ｍずれるよう
に各タイミングτ₁，τ₃，……，τ_2o-1を定めて各順
回転用起動信号CS₁，CS₃，……，CS_2o-1を発生
する手段と、各逆方向回転における回転終了時点
の心拍同期信号に対する位相がそれぞれ互いに
2T_k／ｍずれ、且つ心拍同期信号の開心位相τ_pに
おける順方向回転時の角度に対し開心位相τ_pにお
ける逆方向回転時の角度がθ_k／ｍずれるように各
タイミングτ₂，τ₄，……，τ_2oを定めて各逆回転
用起動信号CS₂，CS₄，……，CS_2oを発生する手
段を含む制御装置を備えた構成になつており、開
心位相τ_pにおける順方向と逆方向の各投影データ
が角度的に偏つて欠損することがないようにした
ことを特徴とするものである。

〔実施例〕

以下図面を用いて本発明を詳しく説明する。第
１図は本発明の装置の一実施例を示す要部構成図
である。図において、ECGは心電計で、テーブ
ルTAに載置された生体Ｂの心臓の鼓動に同期し
た微弱信号を取り出すものであり、その出力は心
拍同期制御装置HGCへ入力される。HGCは心電
波形の中の例えばＲ波を基準とした心拍同期信号
を生成し、それよりCTの同期起動信号（ガント
リーＧの回転や第１ビユーＸ線発生等の同期を得
る）を生成し、心拍同期信号と共に操作及び撮影
用制御装置SCCに出力する。

SCCは本装置の操作とＸ線撮影制御を行うもの
である。

TGCはテーブル・ガントリー制御装置で、
SCCの指令に基づきテーブルTAの移動やガント
リーＧの回転の制御等を行う。XGCはＸ線発生
制御装置で、制御装置SCCの指令によりＸ線発生
の諸制御を行う。

XRは高圧部、Ｘ線管制御部、Ｘ線管Ｘ等でな
る部分、またはＳはＸ線管より投射されたＸ線を
検出し電気信号に変換して出力する検出器、更に
DASはデータ収集装置である。なお、Ｘ線管Ｘ、
検出器Ｓ、データ収集装置DASはガントリーＧ
内に配設されているが、ここでは便宜上分離して
示してある。Ｘ線管Ｘより発生したＸ線は生体Ｂ
のある断面PAを透過した投影データの組（ビユ
ー）として検出器Ｓで電気信号に変換され、デー
タ収集装置DASで増幅、積分、AD変換され、デ
イジタルデータとしてデータ処理装置DPに送ら
れる。

なお、制御装置SCCはガントリーＧの回転で得
られる各方向のビユーデータ都（スライスデータ
を、時計回転方向（CW、順方向）またはその逆
方向（CCW、逆方向）に交互に回転させて多数
採取するように制御する。データ処理手段DPは
このようにして得られたデータをもとにして心拍
の任意の位相に同期するデータ群を全方向につい
て抽出収集し、これをもとにして断層イメージの
再構成を行う。

GDCは画像表示装置、MFCは写真撮影装置
で、データ処理装置DPで得られた断層イメージ
をそれぞれ表示したり、必要に応じて写真撮影す
るためのものである。AMは磁気デイスクや磁気
テープ等の大容量の記憶装置で、スライスデータ
やイメージデータ等の格納に使用する。

このような構成において、本発明に係わる動作
について次に説明する。

心電計ECGからは第２図に示すような心電波
形が得られ、心拍同期制御装置HGCではこの心
電波形のＲ波を基準として第４図のａに示すよう
な心拍同期信号を得る。HGCは、心拍の開心位
相において順回転の投影データの角度と逆回転の
投影データの角度の分布が偏らないように各タイ
ミングτ₁を調整した回転用起動信号CS₁を発生す
る手段を含む。

第３図はCT装置の動作の概念図で、起動後T_d
の時間遅れの後（ガントリーＧの動作等を伴つ
て）第１ビユーのＸ線の発生と投影データの収集
が行われ（この時の相対角度を0゜または360゜とす
る）、一定時間間隔で順次第２ビユー、第３ビユ
ー、……のＸ線発生と投影データ収集とが行われ
てゆく。相対角度θがビユー数の増加関数または
減少関数となつているのはCCWまたはCWとい
う回転方向を区別しているためである。Ｔは１回
転にわたる全ビユーのデータ収集の時間である。

第４図ないし第６図は本装置でのスキヤンとデ
ータの取得の動作と、同一フエーズでの心拍同期
スライスデータ（生データ）の抽出の動作を例示
したものである。

第４図はスキヤンの全体を示す図である。第１
スライスデータの収集は、心拍同期制御装置
HGCより出されるＲ波よりτ₁の時間遅れをもつ
起動信号CS₁によつて開始され、T_dの遅れの後Ｔ
の間で必要なビユーのＸ線発生と投影データの収
集を図に示される様に順方向の回転によつて行
う。Ｘ線管冷却等必要な待時間T_w1の後第２スラ
イのデータ収集を行う。第２スライスのデータ収
集は、心拍同期制御装置HGCより制御されるＲ
波よりτ₂の遅れをもつ起動信号CS₂により開始さ
れ、T_dの遅れの後Ｔの間で必要なビユーのＸ線
発生と投影データの収集を図に示される様に逆方
向の回転によつて行う。必要な待時間T_w2の後図
に示されるように順方向の回転による第３スライ
スデータの収集に入る。以下同様な動作を繰返
し、必要なスライス数の全データを得る。

第５図は各スライスデータの収集の詳細を示
す。同図のａは心拍同期信号、b₁，b₂，……，
bmは各スライスデータ収集の心拍同期とのタイ
ミング関係を示す。本図はＲ波とτ_pの時間遅れ
（中心のビユーでの遅れ）をもつ同相の全角度方
向の投影データの収集法を示す。

第１スライスでのデータ収集は、Ｒ波とτ_pの時
間遅れをもつ同様のビユー群P₁₁，P₁₂，P₁₃，…
…を収集するように、HGCで計算されたＲ波に
τ₁だけ遅れた起動信号により開始される。P₁₁，
P₁₂，P₁₃，……は連続する複数ビユー（単一ビユ
ーでも良い）より成り、各中心ビユーがＲ波にτ_p
だけ遅れた同相のビユーデータ群である。P₁₁内
の先頭ビユーは第１ビユー（相対角度0゜または
360゜）に一致するようにτ₁が求められる。

１つのスライスデータの収集を360゜全体にわた
つて行い、その中から必要な心拍同期データP_i1，
P_i2，P_i3，……を抽出することもできる（ただし、
ｉ＝１、２、３、……）。

各スライスのデータ収集においては、測定中の
各Ｒ波に対応するビユー番号（したがつて各相対
角度情報）を測定しておき、同一位相データ抽出
に使用する（実測ビユーのより厳密な同期が可能
となる。） 第２スライスのデータ収集は、Ｒ波とτ_pの時間
遅れをもつ同相のビユー群P₂₁，P₂₂，P₂₃，……
を収集するように行う。P_2jはP_1j（ｊ＝１、２、
３、……）に対し各中心ビユー間でθ_k／ｍだけ角
度の大きいビユーデータとなるように、HGCは
起動遅れτ₂の時間を計算しCS₂を発生する。ここ
で、θ_kは１心拍T_kの間のガントリ−Ｇの回転角
の変化またはビユーデータの角度変化であり、ま
たｍは測定するスライスの数または総回転数であ
る。

第３のスライスのデータは、P_3jがP_2j（ｊ＝１、
２、３、……）に対し中心ビユー間でθ_k／ｍだけ
角度の大きいビユーデータとなるように（したが
つて、P_3jはP_1jに対し中心ビユー間で2θ_k／ｍだ
け大きい）、かつＲ波とτ_pだけ遅れた同数データ
となるように選ばれる。HGCはその条件を満す
ようにτ₃を求めCS₃を発生する。以下同様にして
全スライスのデータ収集を行う。HGCにおける
回転用起動信号CS₁の発生タイミングτ₁，τ₃，…
…，τ_2o-1，τ_2oは、例えば以下の（１−１）〜(6)
の式によつて定められる。すると、各順回転にお
ける回転開始時点の心拍同期信号に対する位相が
それぞれ互いに2T_k／ｍずれ、各逆方向回転にお
ける回転終了時点の心拍同期信号に対する位相が
それぞれ互いに2T_k／ｍずれ、且つ心拍同期信号
の開心位相τ_pにおける順方向回転時のガントリの
角度に対し開心位相τ_pにおける逆方向の角度分布
が位置し、それらが同一角度にて重なり合わない
ようになる。

τ_2i+1≧０のとき τ_2i+1＝τ_2i-1−２／ｍT_k （１−１） τ_2i+1＜０のとき τ_2i+1＝τ_2i+1T_k （１−２） ０≦τ_2i+1＜T_kのとき τ_2i+2＝τ_2i＋２／ｍT_k （２−１） τ_2i+2≧T_kのとき τ_2i+2＝τ_2i+2−T_k （２−２） ここに、ｉ＝１、２、３、…… 更にまた、 τ₁＝T_k−T_r1 (3) T_r1＝（T_d＋τ₀−r_p）mod T_k (4) （T_r1：（T_d＋τ₀−τ_p）／T_kの余り） τ₂＝T_k−T_r2 (5) T_r2＝｛T_d＋Ｔ−（τ_p＋τ₀＋Tk／ｍ）｝ mod T_k (6) 第６図は、スキヤンの結果得られた各スライス
データを、Ｒ波にτ_pだけ遅れた同相のデータの0゜
から360゜までの配列に編集する例を示す。この編
集は、P₁₁，P₂₁，P₃₁，……，P_n1，P₂₁，P₂₂，
P₃₁，……，P_n2，……のように行うだけであるた
め、そのアルゴリズムは極めて簡単である。P_ij
が複数ビユーから成るとき、P_2j、_jのデータは元
のビユーの順序と生成されるビユーの角度順序を
逆転させて（元のビユー番号の少ないもの程大き
い角度順序にする）配列する必要があることは言
うまでもない。

以上述べたような装置によつて、心拍の任意の
位相に同期する投影データを全角度方向にわたつ
て欠損なく収集することができ、画質の低下や諸
アーチフアクトの発生のない良質の画像を期待す
ることができる。

なお、本発明は上述の実施例に限定されること
なく次のような構成ないしスキヤンの方法を採る
ことができる。

(1) データ処理装置DPは、処理装置、記憶装置、
高速処理装置、操作器、表示装置等の中の適宜
のものまたは全部を含むものであつてもよい。

(2) DPの中に操作および撮影制御装置SCCを含
んでもよい。

(3) 第５図において、τ_p＝０すなわちＲ波に同期
した状態で全スライスのデータを収集するよう
にしてもよい。各スライスはP_i1，P_i2，P_i3，…
…だけでなく、360℃の全ビユーデータを取る。
こうして得られた全投影データから、Ｒ波より
τ_pだけ時間のづれた同相の心拍同期データ（生
データ）を抽出して使用するスキヤンするよう
に構成してもよい。

(4) スライスデータの取得順序は全く任意で良
い。例えば、（b₁）、（b_2o-1）、（b₃）、（b_2o-3）、
……or（b_2o-1）、（b₂）、（b_2o-3）、（b₄）、……等
とすることができる。

(5) 各スライスでのスキヤン開始時間のＲ波に対
する遅れτ_i（ｉ＝１、２、……）も式(1)〜(6)に
限定されない。例えばr_2i+1＝τ_2i-1＋Tk／ｍ、τ_2i+2 ＝τ_2i−Tk／ｍでも良いし、τ₁，τ₂を式(3)、(5)と異 るものにする事もできる。

(6) 心拍同期信号の基準をＲ波として説明した
が、これに限定されるものではない。

〔発明の効果〕

以上説明したように、本発明の心拍同期型イメ
ージング装置によれば次のような効果が発揮でき
る。

(1) ガントリが順方向と逆方向に交互に回転しな
がらデータを収集するにもかかわらず、心拍の
開心位相に同期する投影データを全角度方向に
渡つて欠損なく収集できる。

それは、スライス毎にスキヤン開始時間CS_i
（基準心拍信号からの遅れ時間τ_i）をHGCで各
順回転の心拍に対する位相を互いに2T_k／ｍず
らし、各逆回転の心拍に対する位相を互いに
2T_k／ｍずらし、かつ、開心位相τ_pにおける順
回転のガントリ角度に対し逆回転のガントリ角
度がθ_k／ｍずれるようにし、心拍の開心位相τ_p
における順方向の角度分布の中ほどに開心位相
τ_pにおける逆方向の角度分布が位置してそれら
が同一角度にて重なり合わないように計算制御
しながらスキヤンを行うことにより、これを実
現していること、更にスキヤン中の基準心拍信
号に一致するV_iewN^- ₀を測定することで、T_dや
Ｔの変動に正確に対応したデータ収集を可能に
していることに起因する。

開心位相τ_pにおける順回転のガントリ角度に
対し逆回転のガントリ角度がθ_k／ｍずれるよう
に制御されなければ、開心位相τ_pにおける順回
転の投影データと逆回転の投影データとが角度
的にオーバーラツプすることがあり、投影デー
タの欠損を生ずることが多い。

(2) アーテイフアクトの少い、非常に良質な画質
が得られる。（欠損のないデータよりの再構成
であり、補間等の推定計等が不要なので当然の
帰結である。） (3) 心拍同期の正しく保たれたイメージが得られ
る。

(4) 被曝量の少い、Ｘ線使用効率の高い心拍同期
断層撮影を可能にできる。

（理由） 図３，２の方式で、第１スライスで
P₁₁，P₁₂，P₁₃，……；第２スライスでP₂₁，
P₂₂，P₂₃，……；……の部分だけでＸ線照射
とデータ収集を行なえば、１／ｍの被曝量
（全スライス数ｍ＝６なら1/6）で心拍と同期
するτ_p位相のイメージが得られる。

(5) 同相の心拍同期データを収集するアルゴリズ
ム＆ソフトウエアが非常にシンプルで、処理時
間も短い。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例を示す要部構成図、
第２図は心電波形の一例を示す図、第３図はCT
装置の動作の概念図、第４図および第５図はスキ
ヤンとデータの取得との仕方を説明するための
図、第６図は同一フエーズでの心拍同期スライス
データの抽出の仕方を説明するための図である。 Ｂ……生体、ECG……心電計、HGC……心拍
同期制御装置、SCC……操作および撮影制御装
置、DP……データ処理装置、DAS……データ収
集装置、Ｘ……Ｘ線管。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 心拍信号を基に心拍同期信号を発生する同期
   信号発生手段と、被検査対象の各方向からの投影
   データを収集して計算により断層像を再構成する
   データ処理手段からなり、心拍同期信号に対する
   ガントリの回転開始タイミングをずらすことによ
   り心拍同期信号に対する所定の位相におけるほぼ
   あらゆる角度からの投影データを収集するように
   した心拍同期型イメージング装置であつて、 Ｘ線源を備え順方向及び逆方向に交互に回転し
   ながら双方向でデータを収集できるガントリと、
   各順方向回転における回転開始時点の心拍同期信
   号に対する位相がそれぞれ互いに2T_k／ｍずれる
   ように各タイミングτ₁，τ₃，……，τ_2o-1を定めて
   各順回転用起動信号CS₁，CS₃，……，CS_2o-1を
   発生する手段と、各逆方向回転における回転終了
   時点の心拍同期信号に対する位相がそれぞれ互い
   に2T_k／ｍずれ、且つ心拍同期信号の開心位相τ_p
   における順方向回転時の角度に対し開心位相τ_pに
   おける逆方向回転時の角度がθ_k／ｍずれるように
   各タイミングτ₂，τ₄，……，τ_2oを定めて各逆回
   転用起動信号CS₂，CS₄，……，CS_2oを発生する
   手段を含む制御装置 を備えた心拍同期型イメージング装置（但し、
   T_kは心拍同期信号の周期、θ_kはT_kの間のガント
   リの角度変化、ｍ＝2nはガントリの回転数）。 ２ データ処理手段は、ガントリ回転中に得られ
   る心拍同期信号を基に心拍位相とビユー番号の対
   応を測定して同相の投影データを抽出収集する手
   段を含むものである特許請求の範囲第１項記載の
   心拍同期型イメージング装置。