WO2004006771A1 - X線コンピューター断層撮影装置とその投影データ収集方法 - Google Patents

X線コンピューター断層撮影装置とその投影データ収集方法 Download PDF

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WO2004006771A1
WO2004006771A1 PCT/JP2003/008839 JP0308839W WO2004006771A1 WO 2004006771 A1 WO2004006771 A1 WO 2004006771A1 JP 0308839 W JP0308839 W JP 0308839W WO 2004006771 A1 WO2004006771 A1 WO 2004006771A1
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projection data
wave
subject
data collection
window
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PCT/JP2003/008839
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French (fr)
Inventor
Yuhichi Sato
Original Assignee
Nihon University School Juridical Person
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/541—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving acquisition triggered by a physiological signal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
    • A61B6/503—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for diagnosis of the heart

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray computed tomography apparatus and a projection data collection method thereof, and particularly to an X-ray computed tomography apparatus suitable for imaging of a heart and a coronary artery and a projection data collection method thereof.
  • FIG. 5 (a) is a diagram showing the configuration of an X-ray computed tomography apparatus
  • FIG. 5 (b) is an electrocardiogram. .
  • the X-ray source 22 irradiates X-rays to a subject (not shown), such as a heart or coronary artery, under the control of the computer 11 and the X-ray controller 21, and transmits X-rays transmitted through the subject.
  • a subject such as a heart or coronary artery
  • the detection signal of the detector 23, that is, the projection data is collected by the data collection unit 12, and sent to the image reconstruction unit 13.
  • the image reconstructing unit 13 reconstructs an image of the subject based on the collected projection data.
  • the reconstructed image is sent from the computer 11 to the display 33, and is displayed on the display 33.
  • an electrocardiogram of the subject (patient) is detected by the electrocardiograph 24, and an electrocardiogram is displayed on the display 33 and the monitor 32.
  • reconstructed image data and electrocardiogram information such as an electrocardiogram can be stored in the storage unit 14.
  • the display 33 and the monitor 32 can be used as one display instead of being provided separately.
  • the data collection unit 12 collects, under the control of the computer 11, projection data of a period required for image reconstruction from the projection data supplied from the detection unit 23, and forms the image reconstruction unit 13.
  • the period during which projection data is collected (projection data collection window (data collection window)) is set by the operator operating the keyboard and mouse (not shown) of the console 31. For example, the operator is displayed on monitor 32 When a predetermined period of the electrocardiogram is selected and the period is designated by a keyboard or a mouse, the selected period, that is, the data collection window is set in the data collection unit 12.
  • the projection data is collected by a method in which the detector 23 extracts the projection data for the period corresponding to the data collection window from the continuously generated projection data. Then, there is a method to extract the projection data during the period when the X-ray is emitted.
  • the data acquisition window ⁇ ⁇ ⁇ is determined by the X, source and the period during which the 22 emits X, rays.
  • the data acquisition window is set by the same method as described above, and an X-ray emission period corresponding to the data-acquisition window is set in the X-ray controller 21.
  • the X-ray source 22 is controlled by the X-ray controller 21 and emits X-rays during that time.
  • FIG. 5 (b) shows an example of an electrocardiogram.
  • a period between an R wave and an R wave is one cycle, and a T wave, a P wave, and the like appear during one cycle.
  • One cycle is divided into systole, in which the ventricle contracts, and diastole, in which the ventricle dilates.
  • the data collection window adopts a method of setting the 50% period of one cycle at the center between R waves and one R wave, or a method of setting one cycle by dividing it into a plurality of sections. Also, as shown in FIG. 5 (b), a method of setting the data collection window W1 during diastole, in which the heart motion is small, has been proposed (see Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-26259). ).
  • projection data is collected by lowering the heart rate and increasing the period of the R-wave.
  • the R-wave period is lengthened, so the patient (subject) is administered a drug to force the heart rate.
  • the method is set to be low.
  • a catheter is generally used.
  • the traditional data acquisition window is set based on the experience and intuition of the operator, and is consistently set for patients with high and low heart rates without a solid basis, so the reconstructed image is unclear, At present, thin coronary arteries do not appear in images.
  • conventional drugs cannot reduce heart rate in patients with asthma or severe heart failure! In some patients, the heart rate does not decrease even if the drug is administered. And the use of catheters places a heavy burden on patients.
  • An object of the present invention is to provide an X-ray computed tomography apparatus and a method of acquiring projection data thereof, which enable an inexperienced operator to easily set an appropriate data acquisition window.
  • FIG. 1 is an electrocardiogram for explaining the motion of the heart analyzed by the inventor of the present application.
  • FIG. 2 is a diagram showing an example of setting a data collection window according to the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing a procedure for setting a data collection window according to the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram showing evaluation results of the sharpness of images reconstructed by the present invention and the conventional invention.
  • FIG. 5 is a diagram showing a configuration of a conventional X-ray computed tomography apparatus, and a diagram showing a relationship between an electrocardiogram and a data acquisition window.
  • FIG. 6 is a diagram showing a first configuration for determining the start and end of the data collection window of the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram showing an R wave and a P wave of an electrocardiogram.
  • FIG. 8 is a diagram showing a display on the monitor of the present invention.
  • FIG. 9 is a diagram showing a second configuration for determining the start and end of the data collection window of the present invention.
  • the X-ray computed tomography apparatus irradiates a subject with X-rays from an X-ray source, detects X-rays transmitted through the subject by a detector, and obtains an output power of the detector.
  • An X-ray computer tomography system that collects projection data by the data acquisition unit and reconstructs an image based on the collected projection data.
  • the projection data acquisition window of the X-ray computer-tomography system. The end of is set near the peak of the P wave or R wave of the subject's electrocardiogram detected by the electrocardiograph, and the projection data is collected.
  • the X-ray computed tomography apparatus irradiates a subject with X-rays from an X-ray source, detects X-rays transmitted through the subject by a detector, and outputs data from an output of the detector.
  • An X-ray computed tomography system that collects projection data by the acquisition unit and reconstructs an image based on the collected projection data detects the end of the projection data acquisition window with an electrocardiograph
  • the projection data is collected by setting it near the peak of the P wave of the subject's ECG, or the end of the projection data collection window that is half of the projection data collection window is set to the P wave or R wave of the ECG. It is characterized in that the projection data is collected by the two-phase method by setting it near the peak.
  • the X-ray computed tomography apparatus irradiates a subject with X-rays from an X-ray source, detects X-rays transmitted through the subject with a detector, and outputs data from an output of the detector.
  • a projection data acquisition window of the X-ray computer tomography apparatus is inspected. When the period is smaller than the slow inflow period of the subject, the end of the projection data collection window is detected by an electrocardiograph, set near the peak of the P wave of the subject's electrocardiogram, and the projection data is collected.
  • the end of the projection data acquisition window which is one-half of the projection data acquisition window, is set to the peak of the P or R wave of the ECG.
  • Set in the vicinity characterized in that to collect projection data by 2 phase scheme.
  • the X-ray computed tomography apparatus irradiates the subject with X-rays from an X-ray source, detects X-rays transmitted through the subject with a detector, and outputs data from the output of the detector.
  • a projection data acquisition window of the X-ray computer tomography apparatus is used for a subject. If the period is smaller than the slow inflow period, the end of the projection data collection window is set near the peak of the P wave of the subject's electrocardiogram detected by an electrocardiograph, and the projection data is collected.
  • the X-ray computed tomography apparatus is the X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, claim 2, claim 3, or claim 4, wherein projection data of a coronary artery of a subject is obtained. It is characterized by collecting.
  • the projection data acquisition method wherein the subject is irradiated with X-rays from an X-ray source, the X-rays transmitted through the subject are detected by a detector, and data is collected from the output of the detector.
  • the X-ray computed tomography apparatus which collects projection data by the imaging unit and reconstructs an image based on the collected projection data, sets the end of the projection data acquisition window of the X-ray computed tomography apparatus to the end of the electrocardiogram.
  • the system is characterized in that projection data is collected by setting it near the peak of the P wave or R wave of the subject's electrocardiogram detected by the meter.
  • a projection data acquisition method wherein the subject is irradiated with X-rays from an X-ray source, the X-rays transmitted through the subject are detected by a detector, and data is collected from the output of the detector.
  • the X-ray computed tomography system which collects projection data by the imaging unit and reconstructs an image based on the collected projection data, uses the electrocardiograph to detect the end of the projection data acquisition window Set the projection data acquisition window near the peak of the P wave of the ECG, or set the end of the projection data acquisition window to one half of the projection data acquisition window near the peak of the P or R wave of the ECG. It is characterized by collecting projection data by the two-phase method.
  • the projection data acquisition method wherein the subject is irradiated with X-rays from an X-ray source, the X-rays transmitted through the subject are detected by a detector, and data is collected from the output of the detector.
  • Unit that collects projection data and reconstructs an image based on the collected projection data. If the period is smaller than the period, the end of the projection data collection window is set near the peak of the P wave of the electrocardiogram of the subject detected by the electrocardiograph, and the projection data is collected. If the period is longer than the slow inflow period of the patient, set the end of the half of the projection data collection window to the vicinity of the peak of the P or R wave of the ECG. Wherein the projection data is collected by two phase scheme.
  • the projection data acquisition method irradiates a subject with X-rays from an X-ray source, An X-ray computer that detects X-rays transmitted through the subject by a detector, collects projection data from the output of the detector by a data collection unit, and reconstructs an image based on the collected projection data
  • An X-ray computer that detects X-rays transmitted through the subject by a detector, collects projection data from the output of the detector by a data collection unit, and reconstructs an image based on the collected projection data
  • the projection data collection window of the X-ray computer tomography apparatus is smaller than the slow inflow period of the subject, the end of the projection data collection window is detected by the electrocardiograph.
  • the projection data acquisition window is one half of the projection data acquisition window. Is set near the peak of the P wave and the R wave of the electrocardiogram, and the projection data is collected.
  • the projection data acquisition method according to claim 10 is the projection data acquisition method according to claim 6, claim 7, claim 8, or claim 9, wherein projection data of a coronary artery of a subject is acquired. It is characterized by.
  • the X-ray computed tomography apparatus is characterized in that the projection data acquisition window is determined by predicting the R wave and the P wave.
  • An X-ray computed tomography method is characterized in that a projection data acquisition window is determined by predicting an R wave and a P wave.
  • the basic configuration of the X-ray computed tomography apparatus according to the embodiment of the present invention is the same as that of the X-ray computed tomography apparatus shown in FIG.
  • FIG. 1 shows an electrocardiogram for explaining the movement of the heart analyzed by the inventor of the present invention
  • FIG. 2 shows an example of setting a projection data acquisition window (data acquisition window) of the present invention
  • FIG. The procedure for setting the collection window will be described.
  • FIG. 1 will be described.
  • the inventor of the present application has studied the physiological characteristics of the heart based on knowledge obtained from studies of the heart and coronary arteries by ultrasonic echo for many years.
  • the diastole which was conventionally considered to be a period in which the heart movement was quiet, includes a rapid inflow period in which blood rapidly flows into the ventricle, a very quiet slow inflow period, and an atrial systole period.
  • the ventricular movement is large, which makes it unsuitable for setting the data collection window. It has been found that the ventricle is suitable for setting the data acquisition window during the quietest period.
  • the period from the atrial systole to the peak of the R wave at which the ventricle contracts is about 20 to 30 ms, but it was found that this period can also be used for data collection.
  • an image of a coronary artery was reconstructed using an X-ray computed tomography apparatus having a data acquisition window of 250 ms.
  • the end of the data acquisition window W2 of 25 Oms was set near the peak of the P wave.
  • the heart rate is less than 65 times Z
  • the image will be sharp, but if the heart rate is more than 65 times / minute, the image will be unclear.
  • the length of the R-wave-R-wave period (one cycle) also changes, and the length of the slow inflow period changes. Therefore, when the heart rate is greater than 65 beats / min, the slow inflow period is shorter than the data collection window W2 (250 ms), and the image is rapid because part of the data collection window W2 enters the rapid inflow period. Becomes affected by the inflow period. The effect of the rapid inflow period is greater when the heart rate is greater than 65 heartbeats. The slow inflow period is about 27% of the R-wave period.
  • Fig. 2 (a) data collection according to Fig. 2 (a) is suitable when the heart rate is less than 65 beats / min.
  • Figure 2 (b) shows an example in which the end of a data acquisition window W3 of 125 ms (half of 25 Oms) is set near the peak of the R wave.
  • FIG. 2 (b) shows the conventional so-called two-phase method, in which atrial systole is used to divide the data acquisition window 250ms into two parts and set the end of the 125ms data acquisition window W3 near the peak of the R wave.
  • a data acquisition window of 25 Oms is constructed in two cycles by the (face) method.
  • a clear image can be obtained by employing the two-phase method using the atrial systole as described above.
  • the data acquisition window W2 of 25 Oms is set near the peak of the R wave, the image will be blurred because the atrial systole is shorter than the slow inflow period.
  • a two-phase method using a slow inflow period can be adopted. It is also possible to set a data acquisition window of 125 ms for each of the slow inflow period and the atrial systole period, and configure a data acquisition window of 25 Oms for both periods. In this case, a data acquisition window of 25 Oms can be configured in the same cycle.
  • FIGS. 2 (a) and 2 (b) the operator operates the keyboard or mouse (not shown) of the console 31 in FIG.
  • the electrocardiogram shown in FIG. 2 (b) is displayed, the data collection window W2 or W3 is superimposed on the electrocardiogram, and the data collection window 12 is set to the data collection window W2 or W3.
  • the beginning and end of the monitor 32 may be set each time, or data collection of 25 Oms or 125 ms in size may be performed.
  • the end of the acquisition window W2 or W3 may be moved near the peak of the P or R wave.
  • the X-ray source 22 may emit X-rays during the data collection window W2 or W3 under the control of the X-ray control unit 21.
  • the user selects the force W3 to set the data collection window to W2 depending on whether the heart rate is greater than or less than 65 times Z minutes.
  • the data collection window can be obtained by the method in Fig. 2 (a) without considering the heart rate. Select the clearer image by comparing the image obtained by setting the window W2 with the image obtained by the two-phase method by setting the data acquisition window W3 by the method shown in Fig. 2 (b). You may do so.
  • FIG. 3 will be described.
  • step 40 65 times depending on whether the heart rate of the subject (patient) is smaller than 65 times / minute or larger than 65 times / minute based on the electrocardiographic signal of the electrocardiograph 24 (step 40), If it is smaller than Z (step 41), a 250 ms data acquisition window is selected (step 42), and its end is set near the peak of the P wave of the electrocardiogram of the monitor 32 in FIG. 5 (step 43).
  • the data collection window of the data collection unit 12 is set to 25 Oms.
  • step 44 If the heart rate is greater than 65 beats / minute (step 44), select a 125ms data acquisition window (step 45) and adjust its end to near the peak of the R wave on the ECG monitor 32 (step 46). .
  • the data collection window of the data collection unit 12 is set to 125 ms. By setting these data collection windows ⁇ ⁇ ⁇ , the data collection unit 12 collects the projection data of the slow inflow period when the heart rate is smaller than 65 times Z minutes, and when the heart rate is larger than 65 times Z minutes. In, the projection data of the atrial systole is collected and sent to the image reconstruction unit 13.
  • step 40 the R wave and the P. wave are detected from the signal obtained by the electrocardiograph 24. This detection process is performed a predetermined number of times to determine the average heartbeat period and the average time interval between R and P waves. Calculate the heart rate per minute from the average heart rate cycle. If the heart rate per minute is 65 or less, predict the time of the next heartbeat P wave in step 42. Next, in step 43, the time is calculated 250 ms earlier than the predicted time of the P wave, and the X-ray irradiation time is set so that this time is the beginning of the data collection window and the predicted time of the P wave is the end of the data collection window. Set.
  • step 40 If the one-minute heart rate obtained in step 40 is greater than 65, the time of the next heartbeat R wave is predicted in step 45. Next, in step 46, a time 125 ms earlier than the predicted time of the R wave is obtained, and the X-ray irradiation time is set so that this time is the beginning of the data collection window and the predicted time of the R wave is the end of the data collection window. To set.
  • FIG. 6 shows an example of a configuration for executing the processing of FIG. 21, 24, 32 are each The X-ray controller, electrocardiograph, and monitor shown in Fig. 5 each. 1 0 1 It is a wave detection means that separates and detects the R and P waves from the heartbeat waveform measured by the electrocardiograph 21 and converts the heartbeat signal from the electrometer 21 directly or by A / D conversion. Detects R and P waves.
  • a wave detection means that separates and detects the R and P waves from the heartbeat waveform measured by the electrocardiograph 21 and converts the heartbeat signal from the electrometer 21 directly or by A / D conversion. Detects R and P waves.
  • a method using the correlation processing disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2003-175509, and the method disclosed in Japanese Patent Application Laid-open No. 2001-187487 is used.
  • a method using a wavelet transform or a method using an FFT analysis disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. H11-099132
  • the R wave and the P wave can be obtained by using either method.
  • To detect. 10 2 is a heart rate characteristic determining means. By averaging the data of the past N R-wave and P-wave occurrence time intervals obtained in 101, the average heart-rate time, the average time of R-wave and P-wave This is for obtaining the interval.
  • the average of N past measurements is the oldest when the latest heart rate information is obtained.It is possible to always obtain the latest average value by discarding the heart rate information and adding the latest heart rate information. is there.
  • Reference numeral 103 denotes RP wave prediction means for predicting the time of the P wave and R wave of the next heartbeat from the heartbeat information obtained by the heartbeat characteristic determination means 102.
  • the time when the RP wave detecting means 101 detects the R wave from the heartbeat waveform from the electrocardiograph 21 is set as a reference time, and at this time, the heartbeat characteristic determining means 102 calculates from the past heartbeat information.
  • the average heart rate time (R 0 ) and the average time interval (P 0) between the R wave and P wave the time of the next heart beat P wave and R wave is predicted.
  • Figure 7 is a conceptual diagram that separates and detects the R and P waves from the electrocardiogram and predicts the time of the P and R waves of the next heartbeat.
  • the average time interval R 0 is calculated from the time interval R 2 of the past R wave detected from the electrocardiogram, and the time when the R wave is detected is set as the reference time, and R 0 hours after this reference time Let be the predicted time of the R wave of the next heartbeat.
  • Numeral 104 denotes a data collection window determining means, which calculates a heart rate per minute from the average heart rate time obtained by the heart rate characteristic determining circuit 102, and sets P when the heart rate per minute is smaller than 65. When the heart rate per minute is greater than 65, the R wave is used as the reference wave.
  • the RP wave prediction means 103 When the heart rate is less than 65, it is predicted by the RP wave prediction means 103 The time of the P wave of the next heartbeat is determined as the end of the data collection window, and the time 25 Oms earlier than the predicted time of the P wave as the start of the data collection window, and is set in the window time setting register 105. Conversely, when the heart rate is greater than 65, the time of the next R wave predicted by the RP wave prediction means 103 is the end of the data collection window, and the time 125 ms earlier than the predicted time of this R wave is the start of the data collection window. ⁇ Set in the time setting register 105.
  • the monitor 32 displays the ECG waveform obtained by the electrocardiograph 24, reads the window time setting register 105 in synchronization with the waveform display timing, and superimposes it on the ECG being displayed to start the data acquisition window. And display the end.
  • FIG. 8 shows an example in which a start mark 802 and an end mark 803 are superimposed on an electrocardiogram 801 and displayed.
  • Reference numeral 106 denotes input means for manually determining a reference wave, which changes the reference wave determined by the data acquisition window determining means 104. For example, even when the data collection window determining means 104 uses the P wave as the reference wave based on the determination rule, the operator can change the reference wave to the R wave.
  • the 107 is an input means for manually changing the start and end of the data acquisition window set in the window time setting register 105, and a positive / negative By setting the value, the start and end times can be independently advanced or delayed, and the time and width of the data collection window can be adjusted.
  • FIG. 9 shows a second configuration for determining the start and end times of the data collection window.
  • Reference numerals 901 and 902 denote variable delay circuits
  • reference numeral 903 denotes a variable delay circuit 902 which is set by the output of the variable delay circuit 901. This is a flip-flop that is reset by the output of. Analyzing the electrocardiogram, detecting the R and P waves, and finding the average value of the R and P waves, the time interval R 0 and Po, is the same as the previous example.
  • FIG. 8A shows a setting used when the heart rate is smaller than 65.
  • FIG. 8 (b) shows a setting used when the heart rate is greater than 65, and reference numeral 901 denotes a setting by the RP wave detecting means 101.
  • the obtained R wave is delayed by "R 0 — l 25ms", and 902 is set to delay the R wave by "R 0 ".
  • the output of the flip-flop is equivalent to W3 in Fig. 2 (b), with "R 0 — 125ms” after the R wave, that is, 125 ms before the R wave as the start and the R wave as the end. And outputs a signal specifying the period of time.
  • R 0 — 125 ms are counters by the first and second software, and for example, “R 0 — 125 ms” and “R 0 ” are respectively added to the first and second software counters.
  • a routine for subtracting the first and second software counters is executed, and the first software is executed. It is also possible to implement the software by setting a flag for the data collection window when the counter becomes zero and resetting the flag when the second software counter becomes zero.
  • the data acquisition window of the X-ray computed tomography apparatus is 25 Oms
  • the data acquisition window is not limited to 25 Oms.
  • the data acquisition window of the X-ray computed tomography apparatus is smaller than 250 ms, even if the heart rate is greater than 65 times Z, the data acquisition window will be smaller than the slow inflow period.
  • the data collection window can be set during the inflow period. In other words, the size of the data acquisition window of the X-ray computed tomography apparatus changes the heart rate at which the slow inflow period can be used.
  • the present invention can be applied not only to imaging of a coronary artery but also to imaging of a heart other than a coronary artery.
  • the present invention uses the slow inflow period and the atrial systole for the acquisition of X-ray projection data, it is possible to reconstruct a clear image of a coronary artery and the like, and the operator sets a projection data acquisition window. In this case, it is only necessary to set the end of the projection data acquisition window uniquely near the peak of the P wave or the R wave.
  • the projection data acquisition window can be reliably set during the slow inflow phase or atrial systole.
  • X-ray projection data can be collected without using a heart rate suppressing agent and using a normal heart rate of a subject (patient) without using a catheter.
  • FIG. 4 shows the image of the coronary artery reconstructed and displayed on the display based on the X-ray projection data collected by the present invention and the conventional invention, and whether or not various blood vessels are displayed, that is, is reconstructed as an image.
  • FIG. 9 is a diagram showing the result of checking whether or not the force is applied, and shows the evaluation result of the sharpness of the reconstructed image.
  • Group 1 shows a group with a heart rate of 65 beats and 44 patients
  • Group 2 shows a group with a heart rate> 65 beats and 17 patients
  • AL 1 , AL2 indicate the case where projection data was collected according to the present invention
  • AL3 indicates the case where projection data was collected according to the conventional invention.
  • the data acquisition window shows a case where AL1 is set to 250 ms, AL2 is set to 125 ms (two-phase method is adopted), and AL3 is set to 50% of the conventional R wave-one R wave period.
  • the coronary arteries evaluated were the left main coronary artery (LM), the left anterior descending coronary artery (LAD), the left circumflex artery (LCx), and the right coronary artery (RCA). In each of the coronary arteries, the blood vessels become thinner as the # number increases.
  • LM left main coronary artery
  • LAD left anterior descending coronary artery
  • LCx left circumflex artery
  • RCA right coronary artery
  • Figure 4 shows the ratio (%) of the number of patients who could confirm the image of each blood vessel in the reconstructed images for 44 and 17 patients in groups 1 and 2.
  • the confirmation rate of each blood vessel of AL1 and AL3 is higher in AL1 than in AL3. That is, when the heart rate is 65 times / minute, the confirmation rate of each blood vessel is higher in the present invention than in the conventional invention.
  • the right coronary artery (RCA) is difficult to obtain a clear reconstructed image due to difficulty in radiography, but the confirmation rate of the present invention is also high for the right coronary artery (RCA).
  • # 1 blood vessels have 48% of AL3 and 91% of AL1
  • # 3 blood vessels have 27% of AL3 and 80% of AL1.
  • the confirmation rate of the right coronary artery (RCA) of the present invention (AL 1) is about 1.9 to 3 times that of the conventional invention (AL 3).
  • the confirmation rate of each blood vessel of AL2 and AL3 is As in Step 1, the present invention is higher than the conventional invention, and the right coronary artery (RCA) has a confirmation rate of about 1.7 times that of the present invention (AL3) compared to the conventional invention (AL3). 4. It is four times as large.
  • D1 in Fig. 4 is the first diagonal branch, and OM is the obtuse branch (obtuse coronary artery).

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Abstract

Ｘ線コンピューター断層撮影装置において、心臓及び冠動脈の鮮明な再構成画像を形成するものであり、心電図のＲ波−Ｒ波間の心拡張期は、急速流入期、緩徐流入期、心房収縮期に分かれる。急速流入期は、血液が心室に急速に流入する期間で、心臓に動きがあり、投影データの収集に適さない期間である。緩徐流入期は、心臓の動きが一番静かな期間で、投影データの収集に適した期間である。心房収縮期は、心房が収縮する瞬間心室に動きがあるが、投影データの収集にはほとんど影響しない。Ｘ線コンピューター断層撮影装置の投影データ収集ウィンドウが２５０ｍｓの場合、心拍数＜６５回／分のときは、データ−収集ウィンドウの終期をＰ波のピーク付近に設定し、心拍数＞６５回／分の場合は、２分の１データ−収集ウィンドウの終期をＲ波のピーク付近に設定し、２位相方式を使用する。

Description

明 細 書 X線コンピュータ一断層撮影装置とその投影データ収集方法 技術分野
本願発明は、 X線コンピューター断層撮影装置とその投影データ収集方法に関 し、 特に心臓、 冠動脈の撮影に適した X線コンピューター断層撮影装置とその投 影データ収集方法に関する。
背景技術
図 5を用いて従来の X線コンピューター断層撮影装置とその投影データ収集方 法を説明する。
図 5 ( a ) は、 X線コンピューター断層撮影装置の構成を示す図であり、 図 5 ( b ) は、 心電図である。 .
' X線源 2 2は、 コンピューター 1 1、 X線制御部 2 1の制御により心臓、 冠動 脈等の被検体 （図示せず） に X線を照射し、 披検体を透過した X線を検出器 2 3 によって検出する。 検出器 2 3の検出信号、 即ち投影データは、 データ収集部 1 2によって収集され、 画像再構成部 1 3へ送られる。 画像再構成部 1 3は、 その 収集された投影データに基づいて被検体の画像を再構成する。 再構成された画像 は、 コンピューター 1 1からディスプレイ 3 3へ送られ、 ディスプレイ 3 3に表 示される。 この際、 心電計 2 4によって被検者 （患者） の心電信号を検出して、 ディスプレイ 3 3、 モニター 3 2に心電図を表示する。 また再構成された画像の データや心電図等の心電情報は、 記憶部 1 4に蓄積することができる。 なおディ スプレイ 3 3、 モニター 3 2は、 別々に設けずに一つのディスプレイを兼用する こともできる。
データ収集部 1 2は、 コンピューター 1 1の制御により、 検出部 2 3から供給 される投影データの内、 画像の再構成に必要な期間の投影データを収集して、 画 像再構成部 1 3へ送る。 投影データを収集する期間 （投影データ収集ウィンドウ (データ収集ウィンドウ） ） は、 操作者がコンソール 3 1のキーボードやマウス (図示せず） を操作して設定する。 例えば、 操作者は、 モニター 3 2に表示され た心電図の所定の期間を選定して、 その期間をキーボード又はマウスにより指定 すると、 その選定された期間、 即ちデータ収集ウィンドウは、 データー収集部 1 2に設定される。
なお投影データの収集は、 検出器 2 3が連続的に発生する投影データから、 デ ータ収集ウィンドウに相当する期間の投影データを取り出す方式と、 データ収集 ウィンドウに相当する期間だけ X線を放射し、 その X線が放射されている期間の 投影データを取り出す方式とがある。 後者の方式の場合、 データー収集ウィンド ゥは、 X,線源、 2 2が X,線を放射する期間で決まる。 その場合のデーター収集ウイ ンドウは、 前記の方法と同様の方法によって設定され、 X線制御部 2 1にデータ —収集ウィンドウに相当する X線放射期間を設定する。 X線源 2 2は、 X線制御 部 2 1によつて制御され、 その期間 X線を放射する。
図 5 ( b ) は、 心電図の一例を示す。
心電図は、 R波— R波間を一周期として、 その一周期の間に T波、 P波等が現 れる。 またその一周期は、 心室が収縮する心収縮期と心室が拡張する心拡張期に 分かれる。
従来データ収集ウィンドウは、 一周期の 5 0 %の期間を R波一 R波間の中央部 分に設定する方法、 或いは一周期を複数の区分に区切って設定する方法等が採ら れている。 また図 5 ( b ) のように、 心臓の動きが少ない心拡張期にデータ収集 ウィンドウ W 1を設定する方法も提案されている （特開 2 0 0 0— 2 6 2 5 1 9 号公報参照） 。
従来投影データの収集は、 心拍数を低くして R波— R波の一周期を長くした状 態でその収集を行うため、 患者 （被検者） に薬を投与して心拍数を強制的に低く する方法が採られている。 また投影データ収集の際、 一般にはカテーテルが使用 されている。
発明の開示
従来のデータ収集ウィンドウは、 操作者の経験と勘によって設定され、 確固と した根拠もなく心拍数の高い患者も低い患者も一律に設定しているため、 再構成 された画像は、 不鮮明で、 細い冠動脈は画像に現れないのが現状である。 また従 来の薬による心拍数の抑制は、 喘息や重症心不全の患者には実施できな!/、し、 か つ薬を投与しても心拍数が低くならない患者もいる。 そしてカテーテルの使用は、 患者に大きな負担を強いることになる。
本願発明は、 これらの点に鑑み、 薬によって心拍数を抑制することなく、 カテ 一テルも使用せずに、 心拍数の高い患者、 低い患者いずれの患者も鮮明な画像を 再構成でき、 また経験の浅い操作者が、 簡単に適切なデータ収集ウィンドウを設 定できる、 X線コンピューター断層撮影装置とその投影データ収集方法を提供す ることを目的とする。
図面の簡単な説明
図 1は、 本願の発明者が解析した心臓の動きを説明するための心電図である。 図 2は、 本願発明のデータ収集ウィンドウの設定例を示す図である。
図 3は、 本願発明のデータ収集ウィンドウの設定手順を示す図である。
図 4は、 本願発明と従来の発明によって再構成した画像の鮮明度の評価結果を 示す図である。
図 5は、 従来の X線コンピューター断層撮影装置の構成を示す図、 及び心電図 とデータ収集ウィンドウとの関係を示す図である。
図 6は、 本願発明のデータ収集ウィンドウの始期及び終期を決定する第 1の構 成を示す図である。
図 7は、 心電図の R波及び P波を示す図である。
図 8は、 本願発明のモニタでの表示を表す図である。
図 9は、 本願発明のデータ収集ウィンドウの始期及び終期を決定する第 2の構 成を示す図である。
発明を実施するための最良の形態
請求項 1に記載の X線コンピューター断層撮影装置は、 X線源から被検者に X 線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によって検出し、 その検出器の出力 力 らデータ収集部によって投影データを収集し、 その収集した投影データに基づ いて画像を再構成する X線コンビユーター断層撮影装置にぉレ、て、 その X線コン ピュータ一断層撮影装置の投影データ収集ウィンドウの終期を、 心電計によって 検知した被検者の心電図の P波又は R波のピーク付近に設定して投影データを収 集することを特徴とする。 請求項 2に記載の X線コンピューター断層撮影装置は、 X線源から被検者に X 線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によって検出し、 その検出器の出力 からデータ収集部によつて投影データを収集し、 その収集した投影データに基づ レ、て画像を再構成する X線コンピューター断層撮影装置において、 その投影デー タ収集ウィンドウの終期を、 心電計によって検知した被検者の心電図の P波のピ ーク付近に設定して投影データを収集する、 又は前記投影データ収集ウィンドウ の二分の一の投影データ収集ウィンドウの終期を前記心電図の P波又は R波のピ ーク付近に設定して 2位相方式により投影データを収集することを特徴とする。 請求項 3に記載の X線コンピューター断層撮影装置は、 X線源から被検者に X 線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によって検出し、 その検出器の出力 からデータ収集部によつて投影データを収集し、 その収集した投影データに基づ レヽて画像を再構成する X線コンピューター断層撮影装置において、 その X線コン ピューター断層撮影装置の投影データ収集ウィンドウが被検者の緩徐流入期より 小さいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの終期を心電計によって検知した 被検者の心電図の P波のピーク付近に設定して投影データを収集し、 前記投影デ ータ収集ウィンドウが被検者の緩徐流入期より大きいときは、 前記投影データ収 集ウィンドゥの二分の一の投影データ収集ウィンドウの終期を前記心電図の P波 又は R波のピーク付近に設定して 2位相方式により投影データを収集することを 特徴とする。
請求項 4に記載の X線コンピューター断層撮影装置は、 X線源から被検者に X 線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によって検出し、 その検出器の出力 からデータ収集部によつて投影データを収集し、 その収集した投影データに基づ いて画像を再構成する X線コンピューター断層撮影装置において、 その X線コン ピューター断層撮影装置の投影データ収集ウィンドウが被検者の緩徐流入期より 小さいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの終期を心電計によって検知した 被検者の心電図の P波のピーク付近に設定して投影データを収集し、 前記投影デ ータ収集ウィンドウが被検者の緩徐流入期より大きいときは、 前記投影データ収 集ウィンドゥの二分の一の投影データ収集ウィンドウの終期を前記心電図の P波 及び R波のピーク付近に設定して投影データを収集することを特徴とする。 請求項 5に記載の X線コンピューター断層撮影装置は、 請求項 1、 請求項 2、 請求項 3又は請求項 4に記載の X線コンピューター断層撮影装 ¾において、 被検 者の冠動脈の投影データを収集することを特徴とする。
請求項 6に記載の投影データ収集方法は、 X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によって検出し、 その検出器の出力からデータ収 集部によつて投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再 構成する X線コンピューター断層撮影装置において、 その X線コンピューター断 層撮影装置の投影データ収集ウィンドウの終期を、 心電計によって検知した被検 者の心電図の P波又は R波のピーク付近に設定して投影データを収集することを 特徴とする。
請求項 7に記載の投影データ収集方法は、 X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によって検出し、 その検出器の出力からデータ収 集部によつて投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再 構成する X線コンピューター断層撮影装置において、 その投影データ収集ウィン ドウの終期を、 心電計によって検知した被検者の心電図の P波のピーク付近に設 定して投影データを収集する、 又は前記投影データ収集ウィンドウの二分の一の 投影データ収集ウィンドウの終期を前記心電図の P波又は R波のピーク付近に設 定して 2位相方式により投影データを収集することを特徴とする。
請求項 8に記載の投影データ収集方法は、 X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によって検出し、 その検出器の出力からデータ収 集部によって投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再 構成する X線コンピュータ一断層撮影装置において、 その X線コンピューター断 層撮影装置の投影データ収集ウィンドウが被検者の緩徐流入期より小さいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの終期を心電計によって検知した被検者の心電図 の P波のピーク付近に設定して投影データを収集し、 前記投影データ収集ウィン ドウが被検者の緩徐流入期より大きいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの 二分の一の投影データ収集ウィンドウの終期を前記心電図の P波又は R波のピー ク付近に設定して 2位相方式により投影データを収集することを特徴とする。 請求項 9に記載の投影データ収集方法は、 X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によって検出し、 その検出器の出力からデータ収 集部によつて投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再 構成する X線コンピュータ一断層撮影装置において、 その X線コンピューター断 層撮影装置の投影データ収集ウィンドウが被検者の緩徐流入期より小さいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの終期を心電計によって検知した被検者の心電図 の P波のピーク付近に設定して投影データを収集し、 前記投影データ収集ウイン ドゥが被検者の緩徐流入期より大きいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの 二分の一の投影データ収集ウィンドウの終期を前記心電図の P波及び R波のピー ク付近に設定して投影データを収集することを特徴とする。
請求項 1 0に記載の投影データ収集方法は、 請求項 6、 請求項 7、 請求項 8又 は請求項 9に記載の投影データ収集方法において、 被検者の冠動脈の投影データ を収集することを特徴とする。
請求項 1 1に記載の X線コンピューター断層撮影装置は、 R波 P波を予測して 投影データ収集ウィンドウを決定することを特徴とするものである。
請求項 1 2に記載の X線コンピューター断層撮影方法は、 R波 P波を予測して 投影データ収集ウィンドウを決定することを特徴とするものである。
本願発明の実施の形態に係る X線コンピューター断層撮影装置の基本的構成は、 図 5の X線コンピュータ一断層撮影装置と同じである。
図 1〜図 3により本願発明の実施の形態に係る X線コンピューター断層撮影装 置とその投影データ収集方法を説明する。
図 1は、 本願の発明者が解析した心臓の動きを説明するための心電図を示し、 図 2は、 本願発明の投影データ収集ウィンドウ （データ収集ウィンドウ） の設定 例を示し、 図 3は、 データ収集ウィンドウの設定手順を示す。
まず図 1について説明する。
本願の発明者は、 長年の超音波エコーによる心臓や冠動脈の研究により得た知 見に基づいて、 心臓の生理的特性について研究した。 その結果、 従来心臓の動き が静かな期間と考えらていた心拡張期には、 血液が心室に急速に流入する急速流 入期、 非常に静かな緩徐流入期、 心房収縮期とがあり、 急速流入期は、 心室の動 きが大きいためデータ収集ウィンドウの設定に適さないこと、 及び緩徐流入期は、 心室が最も静かな期間でデータ収集ウィンドウの設定に適していることが分かつ た。
さらに心房収縮期は、 心房が収縮する瞬間心室に動きが生じるが、 画像の再構 成にほとんど影響しないこと、 即ちノイズにならないことが分かった。 また心房 収縮期から心室が収縮する R波のピークまでの期間は、 20〜30ms程度であ るがこの期間もデータ収集に使えることが分かつた。
緩徐流入期にデータ収集ウィンドウを設定するときは、 データ収集ウィンドウ の終期を P波のピーク付近に設定し、 心房収縮期にデータ収集ウィンドウを設定 するときは、 データ収集ウィンドウの終期を R波のピーク付近に設定すればよい。 したがって、 操作者は、 データ収集ウィンドウを設定するとき、 P波又は R波の ピークの位置を一義的に選択することができ、 経験が浅い場合にも簡単に確実に 緩徐流入期又は心房収縮期にデータ収集ウィンドウを設定することができる。 次に図 2のデータ収集ウィンドウの設定例について説明する。
本実施の形態は、 データ収集ウィンドウが 250msの X線コンピューター断 層撮影装置を用いて、 冠動脈の画像を再構成した。
図 2 (a) は、 25 Omsのデータ収集ウィンドウ W2の終期を P波のピーク 付近に設定した。 この場合、 心拍数が 65回 Z分より小さくなると画像は鮮明に なるが、 心拍数が 65回/分より大きくなると画像は不鮮明になる。 心拍数が変 わると R波一 R波期間 （1周期） の長さも変わり、 緩徐流入期の長さが変わる。 . そのため心拍数が 65回/分より大きくなると、 緩徐流入期はデータ収集ウィン ドウ W2 (250ms) よりも短くなり、 データ収集ウィンドウ W 2の一部が急 速流入期に入り込むため、 画像は急速流入期の影響を受けるようになる。 急速流 入期の影響は、 心拍数が 65回 Z分より大きくなる程大きくなる。 なお緩徐流入 期は、 R波一 R波期間の 27 %程度になる。
したがって図 2 (a) によるデータ収集は、 心拍数が 65回/分より小さい場 合に適している。
図 2 (b) は、 125ms (25 Omsの半分） のデータ収集ウィンドウ W 3 の終期を R波のピーク付近に設定した例である。
心拍数が 65回/分より大きい場合には、 前記のように 25 Omsのデータ収 集ウィンドウ W2を緩徐流入期に設定できなくなる。 そこで図 2 (b) は、 心房 収縮期を利用し、 データ収集ウインドウ 250msを 2分割して 125 m sのデ ータ収集ウィンドウ W3の終期を R波のピーク付近に設定し、 従来のいわゆる 2 位相 （フェース） 方式により 2周期で 25 Omsのデータ収集ウィンドウを構成 している。
心拍数が 65回/分より大きい場合には、 前記のように心房収縮期を利用して 2位相方式を採用することにより鮮明な画像を得ることができる。 なおこの場合、 25 Omsのデータ収集ウィンドウ W2を R波のピーク付近に設定すると、 画像 は不鮮明になるが、 それは心房収縮期が緩徐流入期より短いことによる。
なお心拍数が 65回 Z分より大きレ、場合、 図 2 ( b ) のように心房収縮期を利 用する代わりに、 緩徐流入期を利用して 2位相方式を採用することもできる。 ま た緩徐流入期と心房収縮期の夫々に 125 m sのデータ収集ウィンドウを設定し、 両期間合わせて 25 Omsのデータ収集ウィンドウを構成することもできる。 こ の場合には、 同一周期において 25 Omsのデータ収集ウィンドウを構成するこ ともできる
図 2 (a) ， (b) の場合、 操作者は、 従来と同様に図 5において、 コンソ一 ル 31のキーボード又はマウス （図示せず） を操作して、 モニター 32に図 2 (a) 又は図 2 (b) の心電図を表示し、 その心電図にデータ収集ウィンドウ W 2又は W3を重ねて表示し、 データ収集部 1 2にそのデータ収集ウィンドウ W2 又は W 3を設定する。
データ収集ウィンドウ W2又は W3は、 モニター 32においてその始期と終期 をその都度設定してもよいし、 大きさ 25 Oms又は 1 25msのデータ収集ゥ インドウ W2又は W3を事前に設定しておき、 そのデータ収集ウィンドウ W2又 は W3の終期を、 P波又は R波のピーク付近へ移動してもよい。 なお従来の X線 コンピューター断層撮影装置と同様に、 X線制御部 21の制御により、 データ収 集ウィンドウ W 2又は W 3の間、 X線源 22が X線を放射するようにしてもよい。 本実施の形態は、 心拍数が 65回 Z分より大きいか、 或るいは小さいかにより 設定するデータ収集ウィンドウを W 2にする力 W 3にするかを選択する例につ いて説明したが、 心拍数を考慮せずに図 2 (a) の方法によりデータ収集ウィン ドウ W2を設定して得られた画像と、 図 2 (b) の方法によりデータ収集ウィン ドゥ W 3を設定し 2位相方式によって得られた画像とを比較して鮮明な方の画像 を選択するようにしてもよい。
次に図 3について説明する。
図 5において、 心電計 24の心電信号に基づいて被検者 （患者） の心拍数が 6 5回/分より小さいか又は 65回/分より大きいかにより （ステップ 40) 、 6 5回 Z分より小さい場合には （ステップ 41) 、 250msのデータ収集ウィン ドウを選定し （ステップ 42) 、 その終期を図 5のモニター 32の心電図の P波 のピーク付近に合わせる （ステップ 43) 。 データ収集部 1 2のデータ収集ウイ ンドウは、 25 Omsに設定される。
心拍数が 65回/分より大きい大きい場合には （ステップ 44) 、 125ms のデータ収集ウィンドウを選定し （ステップ 45) 、 その終期をモニター 32の 心電図の R波のピーク付近に合わせる （ステップ 46) 。 データ収集部 1 2のデ ータ収集ウィンドウは、 125msに設定される。 これらのデータ収集ウィンド ゥの設定により、 データ収集部 12は、 心拍数が 65回 Z分より小さい場合には、 緩徐流入期の投影データを収集し、 また心拍数が 65回 Z分より大きい場合には、 心房収縮期の投影データを収集して画像再構成部 1 3へ送る。
図 3に示される各ステップの一つの例示を以下に示す。 ステップ 40では心電 計 24で得られた信号から R波、 P.波を検出する。 この検出処理を所定回実行し 平均心拍周期、 R波と P波の平均値時間間隔を求める。 平均心拍周期から 1分当 たりの心拍数を求め、 1分間の心拍数が 65回以下の時、 ステップ 42で次回心 拍の P波の時刻を予測する。 次にステップ 43で P波の予測時刻より 250ms 早レ、時刻を求め、 この時刻がデータ収集ウィンドウの始期、 P波の予測時刻がデ ータ収集ウインドウの終期となるように X線の照射時刻を設定する。 ステップ 4 0で得られた 1分間の心拍数が 65回より多い時、 ステップ 45で次回心拍の R 波の時刻を予測する。 次にステップ 46で R波の予測時刻より 125 m s早い時 刻を求め、 この時刻がデータ収集ウィンドウの始期、 R波の予測時刻がデータ収 集ウィンドウの終期となるように X線の照射時刻を設定するものである。
図 6に図 3の処理を実行するための構成の一例を示す。 21， 24, 32は各 々図 5に示される X線制御部、 心電計、 モニタである。 1 0 1は ？波検出手段 であり、 心電計 2 1で測定された心拍波形から R波、 P波を分離し検出するもの であり、 電計 2 1からの心拍信号を直接あるいはを A/D変換して R波、 P波を 検出する。 心電図の解析には、 例えば特開 2 0 0 3— 1 7 5 0 0 9号公報に示さ れる相関処理を用いる方法、 特開 2 0 0 1— 2 1 8 7 4 7号公報に示されるゥヱ ーブレツト変換を用いる方法、 あるいは特開平 1 1— 0 9 9 1 3 2号公報に示さ れる F F T解析を用いる方法等各種の方法が存在し、 いずれかの方法を用いて R 波、 P波を検出する。 1 0 2は心拍特性決定手段であり 1 0 1で得られた過去 N 回の R波、 P波の発生時間間隔データを平均することにより、 平均心拍時間、 R 波と P波の平均値時間間隔を求めるものである。 過去の測定値の N回分の平均は、 最新の心拍情報が得られたとき最も古レ、心拍情報を破棄し前記最新の心拍情報を 追加ることにより常に最新の平均値を求めることが可能である。 1 0 3は R P波 予測手段であり、 心拍特性決定手段 1 0 2で得られた心拍情報から次回心拍の P 波、 R波の時刻を予測するものである。 例えば、 R P波検出手段 1 0 1が心電計 2 1からの心拍波形からが R波を検出した時刻を基準時刻とし、 この時刻に心拍 特性決定手段 1 0 2が過去の心拍情報から算出した平均心拍時間 （R 0 ) 、 およ ぴ R波と P波の平均値時間間隔 （P 0 ) を加算することにより次回心拍の P波、 R波の時刻を予測する。 図 7は心電図から R波、 P波を分離検出し、 次回心拍の P波、 R波の時刻を予測する概念図である。 心電図から検出された過去の R波の 時間間隔 Rい R 2、 · · 'から平均時間間隔 R 0を算出し、 R波が検出された 時刻を基準時刻とし、 この基準時刻から R 0時間後を次回心拍の R波の予測時刻 とする。 また、 過去の R波と P波の時間間隔 P P 2、 · · 'から平均時間間 隔 P 0を算出し、 前記基準時刻から P 0時間後を次回心拍の P波の予測時刻とす るものである。 なお、 R波と P波の予測は方法として、 上記説明の平均値を利用 する手法以外に、 過去の変動の特性から予測する等各種の手法が利用可能である。 1 0 4はデータ収集ウインドウ決定手段であり、 心拍特性決定回路 1 0 2で得ら れた平均心拍時間から一分間の心拍数を求め、 一分間の心拍数が 6 5より小さレヽ ときは P波を基準波とし、 一分間の心拍数が 6 5より大きいときは R波を基準波 とするものである。 心拍数が 6 5より小さいとき R P波予測手段 1 0 3で予測さ れた次回心拍の P波の時刻をデータ収集ウィンドウの終期、 P波の予測時刻より 25 Oms早い時刻をデータ収集ウィンドウの始期と決定してウィンドウ時刻設 定レジスタ 105に設定する。 逆に、 心拍数が 65より大きいとき RP波予測手 段 103で予測された次回 R波の時刻をデータ収集ウィンドウの終期、 この R波 の予測時刻より 1 25 m s早い時刻をデータ収集ウィンドウの始期としウィンド ゥ時刻設定レジスタ 105に設定する。 モニタ 32は心電計 24で得られた心電 図の波形を表示すると共に波形の表示タイミングに同期してウインドウ時刻設定 レジスタ 1 05を読み出し、 表示中の心電図に重畳してデータ収集ウィンドウの 始期と終期を表示する。 図 8に心電図 801に始期マーク 802と終期マーク 8 03が重畳して表示する一例が示されている。 106は基準波を手動により決定 するための入力手段であり、 データ収集ウィンドウ決定手段 104が決定した基 準波を変更するものである。 例えば、 データ収集ウィンドウ決定手段 104が決 定規則に基づいて P波を基準波とした場合であっても、 操作者が基準波を R波に 変更することを可能とするものである。 107はウィンドウ時刻設定レジスタ 1 05に設定されたデータ収集ウィンドウの始期と終期を手動で変更するための入 力手段であり、 ウィンドウ時刻設定レジスタ 105に付属する捕正用レジスタに 補正用の正負の値を設定することにより始期及び終期の時刻を独立に進め或いは 遅らせて、 データ収集ウィンドウの時刻及ぴ幅を調整可能としている。
図 9はデータ収集ウィンドウの始期及ぴ終期の時刻を決定する第 2の構成を示 すものであり、 901及び 902は可変遅延回路、 903は可変遅延回路 901 の出力によりセットされ可変遅延回路 902の出力によりリセットされるフリッ プフロップである。 心電図を解析して R波、 P波を検出し、 R波と P波の平均値 時間間隔 R0および Poを求めることは先の例と同じである。 図 8 (a) は心拍 数が 65より小さいときに用いる設定であり、 901は RP波検出手段 101に より得られた R波を "P0— 250ms" だけ遅延し、 902は R波を "P0" だけ遅延するように設定されている。 フリップフロップ 903の出力は R波から " P 0 - 250ms"後、 即ち P波の 250 m s前を始期とし P波を終期とする 図 2 (a) の W2に相当する期間を特定する信号を出力する。 図 8 (b) は心拍 数が 65より大きいとき用いる設定であり、 901は RP波検出手段 101によ り得られた R波を "R0— l 25ms" だけ遅延し、 902は R波を "R0" だ け遅延するように設定されている。 この設定でのフリップフ口ップの出力は R波 から "R0— 1 25ms" 後、 即ち R波の 1 25 m s前を始期とし R波を終期と する図 2 (b) の W 3に相当する期間を特定する信号を出力する。 可変遅延回路 901および 902に設定された遅延量を入力手段 107の指示により増加ある いは減少することにより、 データ収集ウィンドウの始期及び終期を調整し、 ウイ ンドウの時刻及ぴ幅を調整することが可能である。 また、 図 9の遅延回路 901 および 902を第 1および第 2のソフトウエアによるカウンタとし、 例えば第 1 およぴ第 2のソフトウエアカウンタの各々に "R0— 1 25ms " および "R0" の時間に相当するクロック数を設定し、 RP波検出手段 1 01による R 波の検出に応答して上記第 1及び第 2のソフトゥユアカウンタを減算するルーチ ンを実行し、 第 1のソフトウヱァカウンタがゼロとなった時データ収集ウィンド ゥ用フラグをセットし、 第 2のソフトウエアカウンタがゼロとなった時上記フラ グをリセットするソフトウエアにより実現することも可能である。
前記実施の形態は、 X線コンピューター断層撮影装置のデータ収集ウィンドウ が 25 Omsの場合を例に説明したが、 データ収集ウィンドウは、 25 Omsに 限るものではない。 例えば、 X線コンピューター断層撮影装置のデータ収集ウイ ンドウが 250msよりも小さい場合には、 心拍数が 65回 Z分より大きいとき にもそのデータ収集ウィンドウは、 緩徐流入期よりも小さくなるから、 緩徐流入 期にそのデータ収集ウィンドウを設定することができる。 即ち X線コンピュータ 一断層撮影装置のデータ収集ウィンドウの大きさにより、 緩徐流入期を利用でき る心拍数が変わる。
また本願発明は、 冠動脈の撮影に限らず冠動脈以外の心臓の撮影に適用するこ とができる。
産業上の利用可能性
本願発明は、 緩徐流入期及び心房収縮期を X線投影データの収集に利用するか ら、 冠動脈等の鮮明な画像を再構成することができ、 かつ操作者は、 投影データ 収集ウィンドウを設定する際、 投影データ収集ウィンドウの終期を P波又は R波 のピークの付近に一義的に設定するのみでよいから、 経験が浅い場合にも簡単に 確実に緩徐流入期又は心房収縮期に投影データ収集ウィンドウを設定することが できる。
また本願発明は、 心拍数抑制剤を使用することなく、 カテーテルも使用せずに 被検者 （患者） の通常の心拍数のままで X線投影データを収集することができる。 図 4は、 本願発明と従来の発明によって収集した X線投影データに基づいて、 冠動脈の画像を再構成してディスプレイに表示し、 各種血管が表示されているか 否か、 即ち画像として再構成されている力否かを確認してまとめた結果を示す図 で、 再構成された画像の鮮明度の評価結果を示している。
図 4において、 グループ 1は、 心拍数く 65回ノ分、 患者数 44人のグ —プ を、 グループ 2は、 心拍数 > 65回 Ζ分、 患者数 1 7人のグループを示し、 AL 1， AL 2は、 本願発明によって投影データを収集した場合を、 AL 3は、 従来 の発明によつて投影データを収集した場合を示す。 またデータ収集ウィンドウは、 AL 1が 250ms、 AL2が 125ms ( 2位相方式採用） 、 A L 3が従来の R波一 R波期間の 50 %に設定した場合を示す。
図 4において、 評価の対象になった冠動脈は、 左主冠動脈 （LM) 、 左冠動脈 前下行枝 （LAD) 、 左冠動脈回旋枝 (LCx) 、 及ぴ右冠動脈 （RCA) であ る。 なお前記各冠動脈は、 #の数字が大きくなる程血管は細くなる。
図 4は、 グループ 1， 2の患者 44人、 1 7人に対して、 再構成された画像に おいて各血管の画像を確認できた患者数の比率 （％) を表している。
まずグループ 1についてみると、 AL 1と AL 3の各血管の確認率は、 AL1 の方が A L 3よりも高いことが分かる。 即ち心拍数く 65回/分の場合、 各血管 の確認率は、 本願発明の方が従来の発明よりも高くなることが分かる。 特に冠動 脈の内、 右冠動脈 （RCA) は、 X線撮影が難しく鮮明な再構成画像を得ること が困難であるが、 本願発明の確認率は、 右冠動脈 （RCA) ついても高くなる。 例えば # 1の血管は、 AL3の 48%に対して AL 1は 91%にもなり、 また # 3の血管は、 AL 3の 27%に対して AL 1は 80%にもなる。 このように本願 発明 （AL 1) の右冠動脈 （RCA) の確認率は、 従来の発明 （AL 3) の約 1. 9倍から 3倍にもなる。
次にグループ 2についてみると、 AL 2と AL 3の各血管の確認率は、 グルー プ 1と同様に本願発明の方が従来の発明よりも高く、 右冠動脈 （RCA) につい ては、 本願発明 （AL 2) の確認率は、 従来の発明 （AL3) の約 1. 7倍から 4. 4倍にもなる。 なお図 4の D 1は第 1対角枝であり、 OMは鈍角枝 （鈍角冠 動脈） である。
以上のように本願発明によって再構成された画像は、 従来の発明によって再構 成された画像よりも鮮明になることが分かる。
差眷ぇ用紙（規則 26)

Claims
請 求 の 範 囲 1 . X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によ つて検出し、 その検出器の出力からデータ収集部によって投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再構成する X線コンピューター断層撮 影装置において、 その X線コンピューター断層撮影装置の投影データ収集ウィン ドゥの終期を、 心電計によつて検知した被検者の心電図の P波又は R波のピーク 付近に設定して投影データを収集することを特徴とする X線コンピューター断層 2 . X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によ つて検出し、 その検出器の出力からデータ収集部によって投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再構成する X線コンピューター断層撮 影装置において、 その投影データ収集ウィンドウの終期を、 心電計によって検知 した被検者の心電図の P波のピーク付近に設定して投影データを収集する、 又は 前記投影データ収集ウィンドウの二分の一の投影データ収集ウインドウの終期を 前記心電図の P波又は R波のピーク付近に設定して 2位相方式により投影データ を収集することを特徴とする X線コンピュータ一断層撮影装置。
3 . X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によ つて検出し、 その検出器の出力からデータ収集部によって投影データを収集し、 その収集した投影データに基づレ、て画像を再構成する X線コンピュータ一断層撮 影装置において、 その X線コンピューター断層撮影装置の投影データ収集ウィン ドゥが被検者の緩徐流入期より小さいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの 終期を心電計によつて検知した被検者の心電図の P波のピーク付近に設定して投 影データを収集し、 前記投影データ収集ウインドウが被検者の緩徐流入期より大 きいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの二分の一の投影データ収集ウィン ドゥの終期を前記心電図の P波又は R波のピーク付近に設定して 2位相方式によ り投影データを収集することを特徴とする X線コンピューター断層撮影装置。
4 . X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によ つて検出し、 その検出器の出力からデータ収集部によって投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再構成する; X線コンピューター断層撮 影装置において、 その X線コンピューター断層撮景装置の投影データ収集ウィン ドゥが被検者の緩徐流入期より小さいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの 終期を心電計によつて検知した被検者の心電図の P波のピーク付近に設定して投 影データを収集し、 前記投影データ収集ウィンドウが被検者の緩徐流入期より大 きいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの二分の一の投影データ収集ウィン ドゥの終期を前記心電図の P波及び R波のピーク付近に設定して投影データを収 集することを特徴とする X線コンピュータ一断層撮影装置。
5 . 請求項 1、 請求項 2、 請求項 3又は請求項 4に記載の X線コンピュータ 一断層撮影装置において、 被検者の冠動脈の投影データを収集することを特徴と する X線コンピュータ一断層撮影装置。
6 . X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によ つて検出し、 その検出器の出力からデータ収集部によって投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再構成する X線コンピューター断層撮 影装置において、 その X線コンピューター断層撮影装置の投影データ収集ウィン ドゥの終期を、 心電計によつて検知した被検者の心電図の P波又は R波のピーク 付近に設定して投影データを収集することを特徴とする投影データ収集方法。
7 . X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によ つて検出し、 その検出器の出力からデータ収集部によって投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再構成する X線コンピューター断層撮 影装置において、 その投影データ収集ウィンドウの終期を、 心電計によって検知 した被検者の心電図の P波のピーク付近に設定して投影データを収集する、 又は 前記投影データ収集ウィンドウの二分の一の投影データ収集ウィンドウの終期を 前記心電図の P波又は R波のピーク付近に設定して 2位相方式により投影データ を収集することを特徴とする投影データ収集方法。
8 . X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によ つて検出し、 その検出器の出力からデータ収集部によつて投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再構成する X線コンピューター断層撮 影装置において、 その X線コンピューター断層撮影装置の投影データ収集ウィン ドゥが被検者の緩徐流入期より小さいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの 終期を心電計によって検知した被検者の心電図の P波のピーク付近に設定して投 影データを収集し、 前記投影データ収集ウインドウが被検者の緩徐流入期より大 きいときは、 前記投影データ収集ウィンドゥの二分の一の投影データ収集ウィン ドゥの終期を前記心電図の P波又は R波のピーク付近に設定して 2位相方式によ り投影データを収集することを特徴とする投影データ収集方法。
9 . X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によ つて検出し、 その検出器の出力からデータ収集部によって投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再構成する X線コンピューター断層撮 影装置において、 その X線コンピューター断層撮影装置の投影データ収集ウィン ドゥが被検者の緩徐流入期より小さいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの 終期を心電計によって検知した被検者の心電図の P波のピーク付近に設定して投 影データを収集し、 前記投影データ収集ウィンドウが被検者の緩徐流入期より大 きいときは、 前記投影データ収集ウィンドウの二分の一の投影データ収集ウィン ドゥの終期を前記心電図の P波及び R波のピーク付近に設定して投影データを収 集することを特徴とする投影データ収集方法。
1 0. 請求項 6、 請求項 7、 請求項 8又は請求項 9に記載の投影データ収集方 法において、 被検者の冠動脈の投影データを収集することを特徴とする投影デー タ収集方法。
1 1 . X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器に よって検出し、 その検出器の出力からデータ収集部によって投影データを収集し、 その収集した投影データに基づいて画像を再構成する X線コンピュータ一断層撮 影装置であって、 心電計から心電図から R波、 P波を検出する手段と、 心電図か ら心拍数を求める手段と、 R波および P求の時刻を予測する手段と、 前記求めら れた心拍数から R波と P波の一方を基準波として選択する手段と、 前記選択され た基準波の予測時刻より所定時間早い時刻を求める手段と、 前記求められた早い 時刻を投影データ収集ウィンドウの始期と設定し前記選択された基準波の予測時 刻を投影データ収集ウィンドウの終期と設定する手段を有することを特徴とする X線コンピューター断層撮影装置。
1 2 . X線源から被検者に X線を照射し、 被検者を透過した X線を検出器によ つて検出し、 その検出器の出力からデータ収集部によって投影データを収集する 方法において、 心電計から心電図から R波、 P波を検出するステップと、 心電図 から心拍数を求めるステップと、 R波および P波の時刻を予測するステップと、 前記求められた心拍数から R波と P波の一方を基準波として選択するステップと、 前記選択された基準波の予測時刻より所定時間早い時刻を求めるステップと、 前 記求められた早い時刻を投影データ収集ウィンドウの始期と設定し前記選択され た基準波の予測時刻を投影データ収集ウィンドウの終期として投影データを収集 することを特徴とする方法。
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