JP2000254116A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
Ｘ線ｃｔ装置Info
- Publication number
- JP2000254116A JP2000254116A JP11064533A JP6453399A JP2000254116A JP 2000254116 A JP2000254116 A JP 2000254116A JP 11064533 A JP11064533 A JP 11064533A JP 6453399 A JP6453399 A JP 6453399A JP 2000254116 A JP2000254116 A JP 2000254116A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- images
- detector
- ray
- speed
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 claims description 11
- 125000004122 cyclic group Chemical group 0.000 abstract 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 13
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 8
- 238000000034 method Methods 0.000 description 5
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 2
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 2
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 description 1
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- 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
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/027—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 撮像対象の周期的運動の同一時相の画像を小
さな画像間隔で且つ速いスキャン速度で取得する。 【解決手段】 被検体のＥＣＧ信号より平均周期Ｔを求
める。検出器の列数をｎとし、スライス厚をthとし、ス
キャンタイムをτとしたとき、テーブル速度Ｖを、Ｖ＝
ｎ×th／Ｔにより算出する。このテーブル速度Ｖにてヘ
リカルスキャンを行いローデータを収集すると共に、Ｅ
ＣＧ信号を記録する。ＥＣＧ信号の同一時相の複数の位
置を画像再構成位置とし、それぞれ画像を再構成する。
これらの画像から３Ｄイメージを作成する。 【効果】 高速スキャンで高精細な３Ｄイメージを得る
ことが出来る。
さな画像間隔で且つ速いスキャン速度で取得する。 【解決手段】 被検体のＥＣＧ信号より平均周期Ｔを求
める。検出器の列数をｎとし、スライス厚をthとし、ス
キャンタイムをτとしたとき、テーブル速度Ｖを、Ｖ＝
ｎ×th／Ｔにより算出する。このテーブル速度Ｖにてヘ
リカルスキャンを行いローデータを収集すると共に、Ｅ
ＣＧ信号を記録する。ＥＣＧ信号の同一時相の複数の位
置を画像再構成位置とし、それぞれ画像を再構成する。
これらの画像から３Ｄイメージを作成する。 【効果】 高速スキャンで高精細な３Ｄイメージを得る
ことが出来る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線ＣＴ（Comput
ed Tomography）装置に関し、更に詳しくは、撮像対象
の周期的運動の同一時相の画像を小さな画像間隔で且つ
高速スキャンで取得することが出来るＸ線ＣＴ装置に関
する。
ed Tomography）装置に関し、更に詳しくは、撮像対象
の周期的運動の同一時相の画像を小さな画像間隔で且つ
高速スキャンで取得することが出来るＸ線ＣＴ装置に関
する。
【０００２】
【従来の技術】図７は、１列検出器（多数のＸ線検出器
を一列に配列した通常の検出器）を有する従来のＸ線Ｃ
Ｔ装置により心臓の３Ｄイメージを作成する手順を示す
フロー図である。ステップＪ１では、操作者は、撮像条
件のパラメータとしてスキャンタイムτおよび直線移動
速度Ｖ（またはヘリカルピッチｐ）を入力する。ここ
で、スキャンタイムτとは、Ｘ線管または検出器の少な
くとも一方が撮影対象の周りに相対的に１回転する時間
である。また、直線移動速度Ｖとは、Ｘ線管または検出
器の少なくとも一方を撮影対象の周りに相対回転させる
回転中心軸方向に相対的にＸ線管および検出器を撮影対
象に対して直線移動させる速度である。また、ヘリカル
ピッチｐとは、Ｘ線管または検出器の少なくとも一方が
撮影対象の周りに相対的に１回転する間に進む距離を、
スライス厚thを単位として表した値である（すなわち、
ｐ＝Ｖ×τ／th）。
を一列に配列した通常の検出器）を有する従来のＸ線Ｃ
Ｔ装置により心臓の３Ｄイメージを作成する手順を示す
フロー図である。ステップＪ１では、操作者は、撮像条
件のパラメータとしてスキャンタイムτおよび直線移動
速度Ｖ（またはヘリカルピッチｐ）を入力する。ここ
で、スキャンタイムτとは、Ｘ線管または検出器の少な
くとも一方が撮影対象の周りに相対的に１回転する時間
である。また、直線移動速度Ｖとは、Ｘ線管または検出
器の少なくとも一方を撮影対象の周りに相対回転させる
回転中心軸方向に相対的にＸ線管および検出器を撮影対
象に対して直線移動させる速度である。また、ヘリカル
ピッチｐとは、Ｘ線管または検出器の少なくとも一方が
撮影対象の周りに相対的に１回転する間に進む距離を、
スライス厚thを単位として表した値である（すなわち、
ｐ＝Ｖ×τ／th）。
【０００３】ステップＪ２では、入力されたスキャンタ
イムτでＸ線管または検出器の少なくとも一方を被検体
の周りに相対的に回転させ且つその回転中心軸方向に相
対的に直線移動速度Ｖ（またはヘリカルピッチｐ）で直
線移動させながらローデータを収集する。同時に、被検
体のＥＣＧ信号を測定し、ローデータと対応付けて記録
する。
イムτでＸ線管または検出器の少なくとも一方を被検体
の周りに相対的に回転させ且つその回転中心軸方向に相
対的に直線移動速度Ｖ（またはヘリカルピッチｐ）で直
線移動させながらローデータを収集する。同時に、被検
体のＥＣＧ信号を測定し、ローデータと対応付けて記録
する。
【０００４】ステップＪ３では、相対的直線移動方向の
異なる位置であって前記ＥＣＧ信号の同一時相に当たる
位置をそれぞれ画像再構成位置として画像をそれぞれ生
成する。なお、時間分解能を高めるため、通常はハーフ
リコンのアルゴリズムで画像再構成を行う。
異なる位置であって前記ＥＣＧ信号の同一時相に当たる
位置をそれぞれ画像再構成位置として画像をそれぞれ生
成する。なお、時間分解能を高めるため、通常はハーフ
リコンのアルゴリズムで画像再構成を行う。
【０００５】ステップＪ４では、生成したＥＣＧ信号の
同一時相の複数の画像からボリュームデータを作成し、
与えられた視線方向に投影して３Ｄイメージを作成し、
表示する。
同一時相の複数の画像からボリュームデータを作成し、
与えられた視線方向に投影して３Ｄイメージを作成し、
表示する。
【０００６】図８は、ＥＣＧ信号と画像再構成位置の関
係を示すグラフである。グラフの横軸は時間であり、縦
軸は直線移動方向（以下、ｚ方向という）の位置であ
る。ＥＣＧ信号のＲ波が現れる時相の画像を生成する場
合、Ｒ波が現れる時刻Ｔ１，Ｔ２，Ｔ３，Ｔ４でのｚ方
向の位置ｚ１，ｚ２，ｚ３，ｚ４が画像再構成位置とな
る。なお、Δｚは画像間隔であり、Ｔは心拍周期であ
り、 Δｚ＝Ｖ×Ｔ である。数値例を挙げると、直線移動速度Ｖ＝４mm/se
c、心拍周期Ｔ＝１secとすると、画像間隔Δｚ＝４mmと
なる。このとき、スキャンタイムτ＝０.８sec，スライ
ス厚th＝４mmなら、ヘリカルピッチｐ＝０.８となる。
係を示すグラフである。グラフの横軸は時間であり、縦
軸は直線移動方向（以下、ｚ方向という）の位置であ
る。ＥＣＧ信号のＲ波が現れる時相の画像を生成する場
合、Ｒ波が現れる時刻Ｔ１，Ｔ２，Ｔ３，Ｔ４でのｚ方
向の位置ｚ１，ｚ２，ｚ３，ｚ４が画像再構成位置とな
る。なお、Δｚは画像間隔であり、Ｔは心拍周期であ
り、 Δｚ＝Ｖ×Ｔ である。数値例を挙げると、直線移動速度Ｖ＝４mm/se
c、心拍周期Ｔ＝１secとすると、画像間隔Δｚ＝４mmと
なる。このとき、スキャンタイムτ＝０.８sec，スライ
ス厚th＝４mmなら、ヘリカルピッチｐ＝０.８となる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】高精細な３Ｄイメージ
を得るためには、画像間隔Δｚを小さくする必要があ
る。そして、画像間隔Δｚを小さくするためには、上式
より、直線移動速度Ｖを小さくする必要がある。しか
し、直線移動速度Ｖを小さくすると、必要な直線移動範
囲全体をスキャンするのに要する時間が長くなり、高速
スキャンできなくなる。そこで、本発明の目的は、撮像
対象の周期的運動の同一時相の画像を小さな画像間隔で
且つ高速スキャンで取得することが出来るＸ線ＣＴ装置
を提供することにある。
を得るためには、画像間隔Δｚを小さくする必要があ
る。そして、画像間隔Δｚを小さくするためには、上式
より、直線移動速度Ｖを小さくする必要がある。しか
し、直線移動速度Ｖを小さくすると、必要な直線移動範
囲全体をスキャンするのに要する時間が長くなり、高速
スキャンできなくなる。そこで、本発明の目的は、撮像
対象の周期的運動の同一時相の画像を小さな画像間隔で
且つ高速スキャンで取得することが出来るＸ線ＣＴ装置
を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明のＸ線ＣＴ装置
は、Ｘ線管またはｎ（ｎは２以上の整数）列検出器の少
なくとも一方を撮影対象の周りに相対回転させ且つその
回転中心軸方向に相対的に直線移動させながらデータを
収集するヘリカルスキャン手段と、前記撮影対象の周期
的運動の周期を測定する周期測定手段と、測定した周期
（または平均周期）をＴとしスキャンタイム（１回転時
間）をτとしスライス厚をthとするとき直線移動速度Ｖ
＝ｎ×th／Ｔ（またはヘリカルピッチｐ＝ｎ×τ／Ｔ）
で相対的に直線移動させる相対的直線移動制御手段と、
相対的直線移動方向の異なる位置であって前記周期的運
動の同一時相に当たる位置をそれぞれ画像再構成位置と
して画像をそれぞれ生成する画像再構成手段とを具備し
たことを構成上の特徴とするものである。本発明のＸ線
ＣＴ装置では、多数のＸ線検出器をｎ（ｎは２以上の整
数）列に配列したｎ列検出器を用いるため、一般的に、
１列検出器を用いたときよりも、高速スキャンが可能と
なる。しかし、ｎ列検出器を用いても、撮像対象の周期
的運動と直線移動速度が不整合であると、第１列検出器
で既に得ているデータを重複して第２列検出器が収集す
るような非効率なデータ収集が行われ、同一時相の画像
を効率よく得ることが出来ない。そこで、本発明のＸ線
ＣＴ装置では、従来のように直線移動速度（またはヘリ
カルピッチ）を操作者が入力するのではなく、撮像対象
の周期的運動を測定してそれに整合するように直線移動
速度（またはヘリカルピッチ）を自動設定するようにし
た。すなわち、Ｖ＝ｎ×th／Ｔ（またはｐ＝ｎ×τ／
Ｔ）により、直線移動速度Ｖ（またはヘリカルピッチ
Ｐ）を自動設定するようにした。これにより、効率的に
データ収集が行われ、撮像対象の周期的運動の同一時相
の画像を小さな画像間隔で且つ高速スキャンで取得する
ことが出来るようになる。
は、Ｘ線管またはｎ（ｎは２以上の整数）列検出器の少
なくとも一方を撮影対象の周りに相対回転させ且つその
回転中心軸方向に相対的に直線移動させながらデータを
収集するヘリカルスキャン手段と、前記撮影対象の周期
的運動の周期を測定する周期測定手段と、測定した周期
（または平均周期）をＴとしスキャンタイム（１回転時
間）をτとしスライス厚をthとするとき直線移動速度Ｖ
＝ｎ×th／Ｔ（またはヘリカルピッチｐ＝ｎ×τ／Ｔ）
で相対的に直線移動させる相対的直線移動制御手段と、
相対的直線移動方向の異なる位置であって前記周期的運
動の同一時相に当たる位置をそれぞれ画像再構成位置と
して画像をそれぞれ生成する画像再構成手段とを具備し
たことを構成上の特徴とするものである。本発明のＸ線
ＣＴ装置では、多数のＸ線検出器をｎ（ｎは２以上の整
数）列に配列したｎ列検出器を用いるため、一般的に、
１列検出器を用いたときよりも、高速スキャンが可能と
なる。しかし、ｎ列検出器を用いても、撮像対象の周期
的運動と直線移動速度が不整合であると、第１列検出器
で既に得ているデータを重複して第２列検出器が収集す
るような非効率なデータ収集が行われ、同一時相の画像
を効率よく得ることが出来ない。そこで、本発明のＸ線
ＣＴ装置では、従来のように直線移動速度（またはヘリ
カルピッチ）を操作者が入力するのではなく、撮像対象
の周期的運動を測定してそれに整合するように直線移動
速度（またはヘリカルピッチ）を自動設定するようにし
た。すなわち、Ｖ＝ｎ×th／Ｔ（またはｐ＝ｎ×τ／
Ｔ）により、直線移動速度Ｖ（またはヘリカルピッチ
Ｐ）を自動設定するようにした。これにより、効率的に
データ収集が行われ、撮像対象の周期的運動の同一時相
の画像を小さな画像間隔で且つ高速スキャンで取得する
ことが出来るようになる。
【０００９】
【発明の実施の形態】以下、図に示す実施の形態により
本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発
明が限定されるものではない。
本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発
明が限定されるものではない。
【００１０】−第１の実施形態− 図１は、本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置
の構成ブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、
操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガント
リ２０と、心電計３０とを具備している。
の構成ブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、
操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガント
リ２０と、心電計３０とを具備している。
【００１１】前記操作コンソール１は、操作者の指示入
力や情報入力や関心領域の入力などを受け付ける入力装
置２と、スキャン処理や画像再構成処理などを実行する
中央処理装置３と、制御信号などを前記撮影テーブル１
０や前記走査ガントリ２０とやり取りする制御インタフ
ェース４と、走査ガントリ２０で取得したデータを収集
するデータ収集バッファ５と、前記データから再構成し
たＸ線画像を表示するＣＲＴ６と、プログラムやデータ
やＸ線画像を記憶する記憶装置７とを具備している。
力や情報入力や関心領域の入力などを受け付ける入力装
置２と、スキャン処理や画像再構成処理などを実行する
中央処理装置３と、制御信号などを前記撮影テーブル１
０や前記走査ガントリ２０とやり取りする制御インタフ
ェース４と、走査ガントリ２０で取得したデータを収集
するデータ収集バッファ５と、前記データから再構成し
たＸ線画像を表示するＣＲＴ６と、プログラムやデータ
やＸ線画像を記憶する記憶装置７とを具備している。
【００１２】前記テーブル装置１０は、被検体を乗せて
前記走査ガントリ２０のボア（中空洞部）に入れ出しす
るクレードル１２を具備している。クレードル１２は、
テーブル装置１０に内蔵するモータで駆動される。この
クレードル１２の移動速度が、直線移動速度Ｖである。
前記走査ガントリ２０のボア（中空洞部）に入れ出しす
るクレードル１２を具備している。クレードル１２は、
テーブル装置１０に内蔵するモータで駆動される。この
クレードル１２の移動速度が、直線移動速度Ｖである。
【００１３】前記走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、
Ｘ線コントローラ２２と、コリメータ２３と、２列検出
器２４と、ＤＡＳ２５と、被検体の体軸の回りにＸ線管
２１などを回転させる回転コントローラ２６とを具備し
ている。
Ｘ線コントローラ２２と、コリメータ２３と、２列検出
器２４と、ＤＡＳ２５と、被検体の体軸の回りにＸ線管
２１などを回転させる回転コントローラ２６とを具備し
ている。
【００１４】前記心電計３０は、被検体からＥＣＧ信号
を検出して、前記中央処理装置３に入力する。
を検出して、前記中央処理装置３に入力する。
【００１５】図２は、前記２列検出器２４の要部斜視図
である。この２列検出器２４は、多数のＸ線検出器を２
列に配列したものであり、その第１列を第１検出器列de
t_1と呼び、第２列を第２検出器列det_2と呼ぶ。この第
１検出器列det_1と第２検出器列det_2との境界を中心に
して、前記コリメータ２３により、スライス厚thが決め
られる。
である。この２列検出器２４は、多数のＸ線検出器を２
列に配列したものであり、その第１列を第１検出器列de
t_1と呼び、第２列を第２検出器列det_2と呼ぶ。この第
１検出器列det_1と第２検出器列det_2との境界を中心に
して、前記コリメータ２３により、スライス厚thが決め
られる。
【００１６】図３は、上記Ｘ線ＣＴ装置１００により心
臓の３Ｄイメージを作成する手順を示すフロー図であ
る。ステップＳ１では、前記中央処理装置３は、前記Ｅ
ＣＧ信号から平均心拍周期Ｔを求める。ステップＳ２で
は、操作者は、撮像条件のパラメータとしてスキャンタ
イムτおよびスライス厚thを前記入力装置２から入力す
る。ステップＳ３では、前記中央処理装置３は、直線移
動速度Ｖ（またはヘリカルピッチｐ）を算出する。 Ｖ＝２×th／Ｔ （ｐ＝２×τ／Ｔ）
臓の３Ｄイメージを作成する手順を示すフロー図であ
る。ステップＳ１では、前記中央処理装置３は、前記Ｅ
ＣＧ信号から平均心拍周期Ｔを求める。ステップＳ２で
は、操作者は、撮像条件のパラメータとしてスキャンタ
イムτおよびスライス厚thを前記入力装置２から入力す
る。ステップＳ３では、前記中央処理装置３は、直線移
動速度Ｖ（またはヘリカルピッチｐ）を算出する。 Ｖ＝２×th／Ｔ （ｐ＝２×τ／Ｔ）
【００１７】ステップＳ４では、入力されたスキャンタ
イムτでＸ線管または検出器の少なくとも一方を被検体
の周りに相対的に回転させ且つその回転中心軸方向に相
対的に直線移動速度Ｖ（またはヘリカルピッチｐ）で直
線移動させながら、前記第１検出器列det_1および前記
第２検出器列det_2によりローデータを収集する。同時
に、被検体のＥＣＧ信号を測定し、ローデータと対応付
けて記録する。
イムτでＸ線管または検出器の少なくとも一方を被検体
の周りに相対的に回転させ且つその回転中心軸方向に相
対的に直線移動速度Ｖ（またはヘリカルピッチｐ）で直
線移動させながら、前記第１検出器列det_1および前記
第２検出器列det_2によりローデータを収集する。同時
に、被検体のＥＣＧ信号を測定し、ローデータと対応付
けて記録する。
【００１８】ステップＳ５では、相対的直線移動方向の
異なる位置であって前記ＥＣＧ信号の同一時相に当たる
位置をそれぞれ画像再構成位置として画像をそれぞれ生
成する。なお、時間分解能を高めるため、通常はハーフ
リコンのアルゴリズムで画像再構成を行う。
異なる位置であって前記ＥＣＧ信号の同一時相に当たる
位置をそれぞれ画像再構成位置として画像をそれぞれ生
成する。なお、時間分解能を高めるため、通常はハーフ
リコンのアルゴリズムで画像再構成を行う。
【００１９】ステップＳ６では、生成したＥＣＧ信号の
同一時相の複数の画像からボリュームデータを作成し、
与えられた視線方向に投影して３Ｄイメージを作成し、
表示する。
同一時相の複数の画像からボリュームデータを作成し、
与えられた視線方向に投影して３Ｄイメージを作成し、
表示する。
【００２０】図４は、ＥＣＧ信号と画像再構成位置の関
係を示すグラフである。グラフの横軸は時間であり、縦
軸は直線移動方向（ｚ方向）の位置である。ＥＣＧ信号
のＲ波が現れる時相の画像を生成する場合、Ｒ波が現れ
る時刻Ｔ１に対応する画像再構成位置は、前記第１検出
器列det_1のローデータに対応するｚ１と、前記第２検
出器列det_2のローデータに対応するｚ２とである。こ
の画像再構成位置ｚ１，ｚ２の間隔は、前記第１検出器
列det_1に対応するスライスと前記第２検出器列det_2に
対応するスライスの間隔であり、スライス厚thに等しく
なる。次に、Ｒ波が現れる時刻Ｔ２に対応する画像再構
成位置は、前記第１検出器列det_1のローデータに対応
するｚ３と、前記第２検出器列det_2のローデータに対
応するｚ４とである。この画像再構成位置ｚ３，ｚ４の
間隔も、スライス厚thに等しい。他方、画像再構成位置
ｚ１，ｚ３の間隔は、直線移動速度Ｖ×心拍周期Ｔであ
るが、前記ステップＳ３で設定したように直線移動速度
Ｖ＝２×th／Ｔだから、２×thとなる。従って、画像再
構成位置ｚ２，ｚ３の間隔は、スライス厚thとなる。ま
た、画像再構成位置ｚ１，ｚ２，ｚ３，ｚ４の間隔は、
それぞれスライス厚thとなる。Ｒ波が現れる時刻Ｔ３，
Ｔ４２についても同様であり、結局、画像再構成位置の
間隔Δｚ＝thとなる。数値例を挙げると、心拍周期Ｔ＝
１sec，スキャンタイムτ＝０.８sec，スライス厚th＝
２mmとすると、直線移動速度Ｖ＝４mm/sec、ヘリカルピ
ッチｐ＝１.６、画像間隔Δｚ＝２mmとなる。先に図９
を参照して説明した数値例と比較すれば、同じ直線移動
速度Ｖで画像間隔Δｚが半分になっており、同一時相の
画像を小さな画像間隔で且つ高速スキャンで取得できる
ことが判る。すなわち、スキャン速度を低下させること
なく、高精細な３Ｄイメージを得ることが出来る。
係を示すグラフである。グラフの横軸は時間であり、縦
軸は直線移動方向（ｚ方向）の位置である。ＥＣＧ信号
のＲ波が現れる時相の画像を生成する場合、Ｒ波が現れ
る時刻Ｔ１に対応する画像再構成位置は、前記第１検出
器列det_1のローデータに対応するｚ１と、前記第２検
出器列det_2のローデータに対応するｚ２とである。こ
の画像再構成位置ｚ１，ｚ２の間隔は、前記第１検出器
列det_1に対応するスライスと前記第２検出器列det_2に
対応するスライスの間隔であり、スライス厚thに等しく
なる。次に、Ｒ波が現れる時刻Ｔ２に対応する画像再構
成位置は、前記第１検出器列det_1のローデータに対応
するｚ３と、前記第２検出器列det_2のローデータに対
応するｚ４とである。この画像再構成位置ｚ３，ｚ４の
間隔も、スライス厚thに等しい。他方、画像再構成位置
ｚ１，ｚ３の間隔は、直線移動速度Ｖ×心拍周期Ｔであ
るが、前記ステップＳ３で設定したように直線移動速度
Ｖ＝２×th／Ｔだから、２×thとなる。従って、画像再
構成位置ｚ２，ｚ３の間隔は、スライス厚thとなる。ま
た、画像再構成位置ｚ１，ｚ２，ｚ３，ｚ４の間隔は、
それぞれスライス厚thとなる。Ｒ波が現れる時刻Ｔ３，
Ｔ４２についても同様であり、結局、画像再構成位置の
間隔Δｚ＝thとなる。数値例を挙げると、心拍周期Ｔ＝
１sec，スキャンタイムτ＝０.８sec，スライス厚th＝
２mmとすると、直線移動速度Ｖ＝４mm/sec、ヘリカルピ
ッチｐ＝１.６、画像間隔Δｚ＝２mmとなる。先に図９
を参照して説明した数値例と比較すれば、同じ直線移動
速度Ｖで画像間隔Δｚが半分になっており、同一時相の
画像を小さな画像間隔で且つ高速スキャンで取得できる
ことが判る。すなわち、スキャン速度を低下させること
なく、高精細な３Ｄイメージを得ることが出来る。
【００２１】−第２の実施形態− 第２の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置は、前記２列検出
器２４の代わりに、３列以上のｎ列検出器２２を用いた
ものである。
器２４の代わりに、３列以上のｎ列検出器２２を用いた
ものである。
【００２２】図５は、３列以上のｎ列検出器を示す模式
図である。このｎ列検出器２４’は、多数のＸ線検出器
をｎ列に配列したもので、第１検出器列det_1から第ｎ
検出器列det_nまで列がある。一つの列に対応するスラ
イス厚をthとする。
図である。このｎ列検出器２４’は、多数のＸ線検出器
をｎ列に配列したもので、第１検出器列det_1から第ｎ
検出器列det_nまで列がある。一つの列に対応するスラ
イス厚をthとする。
【００２３】第２の実施形態のＸ線ＣＴ装置により心臓
の３Ｄイメージを作成する手順は、図３のフロー図と同
じである。
の３Ｄイメージを作成する手順は、図３のフロー図と同
じである。
【００２４】図６は、ＥＣＧ信号と画像再構成位置の関
係を示すグラフである。グラフの横軸は時間であり、縦
軸は直線移動方向（ｚ方向）の位置である。ＥＣＧ信号
のＲ波が現れる時相の画像を生成する場合、Ｒ波が現れ
る時刻Ｔ１に対応する画像再構成位置は、前記第１検出
器列det_1のローデータに対応するｚ１〜前記第ｎ検出
器列det_nのローデータに対応するｚｎである。これら
の画像再構成位置ｚ１，ｚ２，…，ｚｎの間隔は、それ
ぞれスライス厚thに等しくなる。次に、Ｒ波が現れる時
刻Ｔ２に対応する画像再構成位置は、前記第１検出器列
det_1のローデータに対応するｚ(n+1)〜前記第ｎ検出器
列det_nのローデータに対応するｚ(2n)である。これら
の画像再構成位置ｚ(n+1)，ｚ(n+2)，…，ｚ(2n)の間隔
も、スライス厚thに等しい。他方、画像再構成位置ｚ
１，ｚ(n+1)の間隔は、直線移動速度Ｖ×心拍周期Ｔで
あるが、前記ステップＳ３で設定したように直線移動速
度Ｖ＝ｎ×th／Ｔだから、ｎ×thとなる。従って、画像
再構成位置ｚｎ，ｚ(n+1)の間隔は、スライス厚thとな
る。よって、画像再構成位置ｚ１，ｚ２，…，ｚ(2n)の
間隔は、それぞれスライス厚thとなる。Ｒ波が現れる時
刻Ｔ３についても同様であり、結局、画像再構成位置の
間隔Δｚ＝thとなる。数値例を挙げると、ｎ＝４とし、
心拍周期Ｔ＝１sec，スキャンタイムτ＝０.８sec，ス
ライス厚th＝２mmとすると、直線移動速度Ｖ＝８mm/se
c、ヘリカルピッチｐ＝３.２、画像間隔Δｚ＝２mmとな
る。先に図９を参照して説明した数値例と比較すれば、
直線移動速度Ｖは２倍、画像間隔Δｚは半分になってお
り、同一時相の画像を、より小さな画像間隔で且つより
高速スキャンで取得できることが判る。すなわち、スキ
ャン速度を向上して、高精細な３Ｄイメージを得ること
が出来る。
係を示すグラフである。グラフの横軸は時間であり、縦
軸は直線移動方向（ｚ方向）の位置である。ＥＣＧ信号
のＲ波が現れる時相の画像を生成する場合、Ｒ波が現れ
る時刻Ｔ１に対応する画像再構成位置は、前記第１検出
器列det_1のローデータに対応するｚ１〜前記第ｎ検出
器列det_nのローデータに対応するｚｎである。これら
の画像再構成位置ｚ１，ｚ２，…，ｚｎの間隔は、それ
ぞれスライス厚thに等しくなる。次に、Ｒ波が現れる時
刻Ｔ２に対応する画像再構成位置は、前記第１検出器列
det_1のローデータに対応するｚ(n+1)〜前記第ｎ検出器
列det_nのローデータに対応するｚ(2n)である。これら
の画像再構成位置ｚ(n+1)，ｚ(n+2)，…，ｚ(2n)の間隔
も、スライス厚thに等しい。他方、画像再構成位置ｚ
１，ｚ(n+1)の間隔は、直線移動速度Ｖ×心拍周期Ｔで
あるが、前記ステップＳ３で設定したように直線移動速
度Ｖ＝ｎ×th／Ｔだから、ｎ×thとなる。従って、画像
再構成位置ｚｎ，ｚ(n+1)の間隔は、スライス厚thとな
る。よって、画像再構成位置ｚ１，ｚ２，…，ｚ(2n)の
間隔は、それぞれスライス厚thとなる。Ｒ波が現れる時
刻Ｔ３についても同様であり、結局、画像再構成位置の
間隔Δｚ＝thとなる。数値例を挙げると、ｎ＝４とし、
心拍周期Ｔ＝１sec，スキャンタイムτ＝０.８sec，ス
ライス厚th＝２mmとすると、直線移動速度Ｖ＝８mm/se
c、ヘリカルピッチｐ＝３.２、画像間隔Δｚ＝２mmとな
る。先に図９を参照して説明した数値例と比較すれば、
直線移動速度Ｖは２倍、画像間隔Δｚは半分になってお
り、同一時相の画像を、より小さな画像間隔で且つより
高速スキャンで取得できることが判る。すなわち、スキ
ャン速度を向上して、高精細な３Ｄイメージを得ること
が出来る。
【００２５】−他の実施形態− 上記第１及び第２の実施形態では、ＥＣＧ信号のＲ波が
現れる時相の位置を画像再構成位置としたが、別の時相
（例えばＲ波から所定の遅延時間が経過した時点）の位
置を画像再構成位置としてもよい。また、ＥＣＧ信号で
はなく、例えば呼吸サイクル信号から呼吸の周期運動の
時相を検出してもよい。
現れる時相の位置を画像再構成位置としたが、別の時相
（例えばＲ波から所定の遅延時間が経過した時点）の位
置を画像再構成位置としてもよい。また、ＥＣＧ信号で
はなく、例えば呼吸サイクル信号から呼吸の周期運動の
時相を検出してもよい。
【００２６】
【発明の効果】本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、撮像対
象の周期的運動の同一時相の画像を小さな画像間隔で且
つ速いスキャン速度で取得することが出来る。
象の周期的運動の同一時相の画像を小さな画像間隔で且
つ速いスキャン速度で取得することが出来る。
【図１】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置
を示すブロック図である。
を示すブロック図である。
【図２】２列検出器を示す模式図である。
【図３】第１の実施形態のＸ線ＣＴ装置における３Ｄイ
メージの作成手順を示すフロー図である。
メージの作成手順を示すフロー図である。
【図４】第１の実施形態にかかるＥＣＧ信号と画像再構
成位置の関係を示す説明図である。
成位置の関係を示す説明図である。
【図５】第２の実施形態にかかるｎ列検出器を示す模式
図である。
図である。
【図６】第２の実施形態にかかるＥＣＧ信号と画像再構
成位置の関係を示す説明図である。
成位置の関係を示す説明図である。
【図７】従来の１列検出器を有するＸ線ＣＴ装置におい
て心臓の３Ｄイメージを作成する手順を示すフロー図で
ある。
て心臓の３Ｄイメージを作成する手順を示すフロー図で
ある。
【図８】従来のＸ線ＣＴ装置にかかるＥＣＧ信号と画像
再構成位置の関係を示す説明図である。
再構成位置の関係を示す説明図である。
１ 操作コンソール ３ 中央処理装置 １０ テーブル装置 １２ クレードル ２０ 走査ガントリ ２４ ２列検出器 ２４’ ｎ列検出器 ３０ 心電計
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C093 AA22 BA03 BA04 BA08 BA10 BA12 CA27 DA02 EA12 EB17 EB18 ED07 EE01 EE30 FA36 FA43 FA47 FF42
Claims (1)
- 【請求項１】 Ｘ線管またはｎ（ｎは２以上の整数）列
検出器の少なくとも一方を撮影対象の周りに相対回転さ
せ且つその回転中心軸方向に相対的に直線移動させなが
らデータを収集するヘリカルスキャン手段と、前記撮影
対象の周期的運動の周期を測定する周期測定手段と、測
定した周期（または平均周期）をＴとしスキャンタイム
（１回転時間）をτとしスライス厚をthとするとき直線
移動速度Ｖ＝ｎ×th／Ｔ（またはヘリカルピッチｐ＝ｎ
×τ／Ｔ）で相対的に直線移動させる相対的直線移動制
御手段と、相対的直線移動方向の異なる位置であって前
記周期的運動の同一時相に当たる位置をそれぞれ画像再
構成位置として画像をそれぞれ生成する画像再構成手段
とを具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP06453399A JP4205809B2 (ja) | 1999-03-11 | 1999-03-11 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP06453399A JP4205809B2 (ja) | 1999-03-11 | 1999-03-11 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000254116A true JP2000254116A (ja) | 2000-09-19 |
| JP4205809B2 JP4205809B2 (ja) | 2009-01-07 |
Family
ID=13260969
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP06453399A Expired - Fee Related JP4205809B2 (ja) | 1999-03-11 | 1999-03-11 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4205809B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003000581A (ja) * | 2001-06-13 | 2003-01-07 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | スライス厚決定方法、スライス厚決定装置、プログラムおよびｘ線ｃｔ装置 |
| JP4796739B2 (ja) * | 2000-09-29 | 2011-10-19 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 多数の検出器行によるｃｔのための心臓螺旋ハーフスキャン再構成 |
| US11123709B2 (en) | 2017-01-31 | 2021-09-21 | Mitsui Mining & Smelting Co., Ltd. | Molded article |
-
1999
- 1999-03-11 JP JP06453399A patent/JP4205809B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4796739B2 (ja) * | 2000-09-29 | 2011-10-19 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 多数の検出器行によるｃｔのための心臓螺旋ハーフスキャン再構成 |
| JP2003000581A (ja) * | 2001-06-13 | 2003-01-07 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | スライス厚決定方法、スライス厚決定装置、プログラムおよびｘ線ｃｔ装置 |
| US11123709B2 (en) | 2017-01-31 | 2021-09-21 | Mitsui Mining & Smelting Co., Ltd. | Molded article |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4205809B2 (ja) | 2009-01-07 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP1310913B1 (en) | Method and apparatus to minimize phase misregistration artifacts in gated CT images | |
| EP1404226B1 (en) | Computed tomography imaging | |
| CN101049243B (zh) | X射线ct装置 | |
| US9427194B2 (en) | Apparatus and methods for computed tomography imaging | |
| US7734005B2 (en) | Step-and-shoot cardiac CT imaging | |
| JP6238669B2 (ja) | 画像処理装置及びｘ線ｃｔ装置 | |
| US7620443B2 (en) | X-ray CT imaging method and X-ray CT device | |
| US7570733B2 (en) | Step-and-shoot cardiac CT imaging | |
| WO2003045247A1 (en) | Cardiac tomography and tomogram using x-ray ct apparatus | |
| JP2009538205A (ja) | 動的コンピュータ断層撮像 | |
| KR20060135560A (ko) | Ｘ선 ｃｔ 장치 | |
| JP2008505694A (ja) | アーチファクトのないｃｔ血管造影図 | |
| US6959067B2 (en) | X-ray imaging method and a 3D-rotational X-ray apparatus for applying this method | |
| JP2000157533A (ja) | コンピュ―タトモグラフの像再構成方法 | |
| US7313213B1 (en) | Step-and-shoot cardiac CT imaging | |
| JPH10328175A (ja) | Ｘ線ｃｔ装置 | |
| US7558363B2 (en) | Step-and-shoot cardiac CT imaging | |
| WO2004071301A1 (ja) | X線ct装置 | |
| KR20050042727A (ko) | Ｃｔ 화상 생성 방법 및 ｘ선 ｃｔ 장치 | |
| JP4303947B2 (ja) | Ｘ線ｃｔ装置および画像処理装置 | |
| JP4205809B2 (ja) | Ｘ線ｃｔ装置 | |
| JP2005205218A (ja) | 検査対象の断層撮影による断層画像の作成方法およびコンピュータ断層撮影装置 | |
| JP2007159958A (ja) | 適応型心電同期画像再構成方法、適応型心電同期投影データ収集方法およびｘ線ｃｔ装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050812 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20080725 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20080930 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20081017 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111024 Year of fee payment: 3 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111024 Year of fee payment: 3 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111024 Year of fee payment: 3 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111024 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111024 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121024 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121024 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121024 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131024 Year of fee payment: 5 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |