JP2000254116A - X-ray CT DEVICE - Google Patents
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- 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
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Abstract
Description
【０００１】[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。The present invention relates to an X-ray CT (Computing
More specifically, the present invention relates to an X-ray CT apparatus capable of acquiring images at the same time phase of a periodic motion of an imaging target at small image intervals and at high speed scan.
【０００２】[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）。2. Description of the Related Art FIG. 7 shows a conventional X-ray C having a single-row detector (a normal detector in which many X-ray detectors are arranged in a single row).
It is a flowchart which shows the procedure which produces the 3D image of a heart with a T apparatus. In step J1, the operator inputs the scan time τ and the linear movement speed V (or the helical pitch p) as parameters of the imaging conditions. Here, the scan time τ is a time during which at least one of the X-ray tube and the detector makes one relative rotation around the imaging target. In addition, the linear movement speed V refers to linearly moving the X-ray tube and the detector relative to the imaging target relatively in the direction of a rotation center axis that relatively rotates at least one of the X-ray tube and the detector around the imaging target. Speed. Further, the helical pitch p is a distance traveled while at least one of the X-ray tube and the detector makes one relative rotation around the imaging target.
It is a value expressed in units of slice thickness th (ie,
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。In step J2, at least one of the X-ray tube and the detector is relatively rotated around the subject at the input scan time τ, and the linear movement speed V (or Raw data is collected while moving linearly at a helical pitch p). At the same time, the ECG signal of the subject is measured and recorded in association with the raw data.
【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。In step J3, images are generated by using positions different in the relative linear movement direction and corresponding to the same time phase of the ECG signal as image reconstruction positions. In order to increase the time resolution, image reconstruction is usually performed by a half-recon algorithm.
【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。In step J4, volume data is created from a plurality of images at the same time phase of the generated ECG signal,
Create a 3D image by projecting in the given viewing direction,
indicate.
【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。FIG. 8 is a graph showing a relationship between an ECG signal and an image reconstruction position. The horizontal axis of the graph is time, and the vertical axis is the position in the linear movement direction (hereinafter, referred to as the z direction). When generating an image of a time phase in which the R wave of the ECG signal appears, positions z1, z2, z3, and z4 in the z direction at times T1, T2, T3, and T4 at which the R wave appears are image reconstruction positions. Note that Δz is an image interval, T is a heartbeat cycle, and Δz = V × T. As a numerical example, the linear movement speed V = 4 mm / se
c, if the heartbeat period T = 1 sec, the image interval Δz = 4 mm. At this time, if the scan time τ = 0.8 sec and the slice thickness th = 4 mm, the helical pitch p = 0.8.
【０００７】[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。In order to obtain a high-definition 3D image, it is necessary to reduce the image interval Δz. Then, in order to reduce the image interval Δz, it is necessary to reduce the linear movement speed V according to the above equation. However, if the linear movement speed V is reduced, the time required to scan the entire required linear movement range becomes longer, and high-speed scanning cannot be performed. Therefore, an object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus capable of acquiring images at the same time phase of a periodic motion of an imaging target at small image intervals and at high speed scan.
【０００８】[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。According to an X-ray CT apparatus of the present invention, at least one of an X-ray tube and an n-row detector (n is an integer of 2 or more) is relatively rotated around an object to be imaged, and the center of rotation thereof. Helical scanning means for collecting data while relatively linearly moving in the axial direction; cycle measuring means for measuring the cycle of the periodic movement of the object to be photographed; scan time (T) where T is the measured cycle (or average cycle); When one rotation time is τ and the slice thickness is th, the linear movement speed V
= N × th / T (or helical pitch p = n × τ / T)
Relative linear movement control means for relatively linearly moving the
Image reconstructing means for generating images by using positions different in the relative linear movement direction and corresponding to the same time phase of the periodic motion as image reconstructing positions, respectively. It is. In the X-ray CT apparatus of the present invention, an n-row detector in which a number of X-ray detectors are arranged in n (n is an integer of 2 or more) rows is used.
Faster scanning is possible than when a single-row detector is used. However, even if the n-row detector is used, if the periodic motion of the imaging target and the linear movement speed do not match, the second row detector collects the data already obtained by the first row detector. As a result, inefficient data collection is performed, and images at the same time phase cannot be obtained efficiently. Therefore, in the X-ray CT apparatus according to the present invention, the operator does not input the linear movement speed (or helical pitch) as in the conventional case, but measures the periodic movement of the imaging target and performs linear movement so as to match it. Speed (or helical pitch) is automatically set. That is, V = n × th / T (or p = n × τ /
T), the linear movement speed V (or the helical pitch P) is automatically set. As a result, data can be collected efficiently, and images at the same time phase of the periodic motion of the imaging target can be acquired at small image intervals and at high speed scan.
【０００９】[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。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to the embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited by this.
【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。FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of an X-ray CT apparatus according to a first embodiment of the present invention. This X-ray CT apparatus 100
An operation console 1, an imaging table 10, a scanning gantry 20, and an electrocardiograph 30 are provided.
【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。The operation console 1 includes an input device 2 for receiving an operator's instruction input, information input, input of a region of interest, and the like; a central processing device 3 for executing scan processing, image reconstruction processing, and the like; The shooting table 1
0, a control interface 4 for communicating with the scanning gantry 20, a data collection buffer 5 for collecting data acquired by the scanning gantry 20, a CRT 6 for displaying an X-ray image reconstructed from the data, a program, data and X A storage device 7 for storing line images.
【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。The table apparatus 10 includes a cradle 12 for placing an object on the gantry 20 and taking it into and out of a bore (middle cavity) of the scanning gantry 20. Cradle 12
It is driven by a motor built in the table device 10. The moving speed of the cradle 12 is the linear moving speed V.
【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。The scanning gantry 20 includes an X-ray tube 21 and
An X-ray controller 22, a collimator 23, a two-row detector 24, a DAS 25, and a rotation controller 26 for rotating the X-ray tube 21 and the like around the body axis of the subject are provided.
【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。The electrocardiograph 30 detects an ECG signal from a subject and inputs it to the central processing unit 3.
【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。FIG. 2 is a perspective view of a main part of the two-row detector 24. As shown in FIG. The two-row detector 24 includes a large number of X-ray detectors
The first column is a first detector column de
It is called t_1, and the second column is called a second detector column det_2. The slice thickness th is determined by the collimator 23 around the boundary between the first detector row det_1 and the second detector row det_2.
【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）FIG. 3 is a flowchart showing a procedure for creating a 3D image of the heart by the X-ray CT apparatus 100. In step S1, the central processing unit 3 sets the E
An average heart cycle T is obtained from the CG signal. In step S2, the operator inputs a scan time τ and a slice thickness th from the input device 2 as parameters of imaging conditions. In step S3, the central processing unit 3 calculates the linear moving speed V (or the helical pitch p). 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。In step S4, at least one of the X-ray tube and the detector is relatively rotated around the subject at the input scan time τ, and the linear moving speed V (or While moving linearly at a helical pitch p), the first detector row det_1 and the second detector row det_2 collect raw data. At the same time, the ECG signal of the subject is measured and recorded in association with the raw data.
【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。In step S5, images are generated by using positions different in the relative linear movement direction and corresponding to the same time phase of the ECG signal as image reconstruction positions. In order to increase the time resolution, image reconstruction is usually performed by a half-recon algorithm.
【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。In step S6, volume data is created from a plurality of images at the same time phase of the generated ECG signal,
Create a 3D image by projecting in the given viewing direction,
indicate.
【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。FIG. 4 is a graph showing the relationship between the ECG signal and the image reconstruction position. The horizontal axis of the graph is time, and the vertical axis is the position in the linear movement direction (z direction). When generating an image of a time phase in which the R wave of the ECG signal appears, the image reconstruction position corresponding to the time T1 in which the R wave appears is z1 corresponding to the raw data of the first detector row det_1, and the second position. Z2 corresponding to the raw data of the detector row det_2. The interval between the image reconstruction positions z1 and z2 is the interval between the slice corresponding to the first detector row det_1 and the slice corresponding to the second detector row det_2, and is equal to the slice thickness th. Next, the image reconstruction position corresponding to the time T2 at which the R wave appears is z3 corresponding to the raw data of the first detector row det_1 and z4 corresponding to the raw data of the second detector row det_2. is there. The interval between the image reconstruction positions z3 and z4 is also equal to the slice thickness th. On the other hand, the interval between the image reconstruction positions z1 and z3 is the linear moving speed V × heartbeat period T, but becomes 2 × th because the linear moving speed V = 2 × th / T as set in the step S3. . Therefore, the interval between the image reconstruction positions z2 and z3 is the slice thickness th. The intervals between the image reconstruction positions z1, z2, z3, z4 are:
Each becomes the slice thickness th. Time T3 when R wave appears
The same applies to T42, and eventually the interval Δz = th between image reconstruction positions. To give a numerical example, the cardiac cycle T =
1 sec, scan time τ = 0.8 sec, slice thickness th =
If it is 2 mm, the linear movement speed V = 4 mm / sec, the helical pitch p = 1.6, and the image interval Δz = 2 mm. First, FIG.
In comparison with the numerical example described with reference to the above, it can be understood that the image interval Δz is halved at the same linear moving speed V, and that images of the same time phase can be acquired with a small image interval and high-speed scanning. That is, a high-definition 3D image can be obtained without lowering the scanning speed.
【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。Second Embodiment An X-ray CT apparatus according to a second embodiment uses three or more n-row detectors 22 instead of the two-row detector 24.
【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。FIG. 5 is a schematic diagram showing three or more n-row detectors. The n-row detector 24 ′ has a large number of X-ray detectors arranged in n rows, and includes a first detector row det_1 to an n-th row.
There are columns up to the detector column det_n. Let the slice thickness corresponding to one row be th.
【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。The procedure for creating a 3D image of the heart by the X-ray CT apparatus according to the second embodiment is the same as the flow chart in FIG.
【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。FIG. 6 is a graph showing the relationship between the ECG signal and the image reconstruction position. The horizontal axis of the graph is time, and the vertical axis is the position in the linear movement direction (z direction). When generating an image of a time phase in which the R wave of the ECG signal appears, the image reconstruction position corresponding to the time T1 at which the R wave appears is z1 to n-th detection corresponding to the raw data of the first detector row det_1. Zn corresponding to the raw data of the array det_n. The intervals between these image reconstruction positions z1, z2,..., Zn are each equal to the slice thickness th. Next, the image reconstruction position corresponding to the time T2 at which the R wave appears is the first detector row.
z (n + 1) corresponding to the raw data of det_1 to z (2n) corresponding to the raw data of the n-th detector row det_n. The intervals between these image reconstruction positions z (n + 1), z (n + 2),..., Z (2n) are also equal to the slice thickness th. On the other hand, the image reconstruction position z
The interval of 1, z (n + 1) is the linear movement speed V × heartbeat period T, but becomes n × th because the linear movement speed V = n × th / T as set in the step S3. Therefore, the interval between the image reconstruction positions zn and z (n + 1) is the slice thickness th. Therefore, the interval between the image reconstruction positions z1, z2,..., Z (2n) is the slice thickness th. The same applies to the time T3 at which the R wave appears, and eventually, the interval Δz = th between the image reconstruction positions. As a numerical example, n = 4,
Assuming that the cardiac cycle T = 1 sec, the scan time τ = 0.8 sec, and the slice thickness th = 2 mm, the linear moving speed V = 8 mm / se
c, helical pitch p = 3.2, image interval Δz = 2 mm. Comparing with the numerical example described earlier with reference to FIG.
The linear movement speed V is doubled and the image interval Δz is halved, indicating that images at the same time phase can be acquired with smaller image intervals and higher speed scanning. That is, it is possible to improve the scanning speed and obtain a high-definition 3D image.
【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。-Other Embodiments- In the first and second embodiments, the position of the time phase at which the R wave of the ECG signal appears is the image reconstruction position. (When the delay time has elapsed) may be set as the image reconstruction position. Further, the time phase of the periodic movement of respiration may be detected from, for example, a respiratory cycle signal instead of the ECG signal.
【００２６】[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。According to the X-ray CT apparatus of the present invention, it is possible to acquire images at the same time phase of the periodic motion of the imaging target at a small image interval and at a high scanning speed.
【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。FIG. 1 is a block diagram showing an X-ray CT apparatus according to a first embodiment of the present invention.
【図２】２列検出器を示す模式図である。FIG. 2 is a schematic diagram showing a two-row detector.
【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。FIG. 3 is a flowchart showing a procedure for creating a 3D image in the X-ray CT apparatus according to the first embodiment.
【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。FIG. 4 is an explanatory diagram illustrating a relationship between an ECG signal and an image reconstruction position according to the first embodiment.
【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。FIG. 5 is a schematic diagram showing an n-row detector according to a second embodiment.
【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。FIG. 6 is an explanatory diagram showing a relationship between an ECG signal and an image reconstruction position according to the second embodiment.
【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。FIG. 7 is a flowchart showing a procedure for creating a 3D image of a heart in a conventional X-ray CT apparatus having a single-row detector.
【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。FIG. 8 is an explanatory diagram showing a relationship between an ECG signal and an image reconstruction position according to a conventional X-ray CT apparatus.
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 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Operation console 3 Central processing unit 10 Table apparatus 12 Cradle 20 Scanning gantry 24 2-row detector 24 'n-row detector 30 Electrocardiograph
───────────────────────────────────────────────────── 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 ────────────────────────────────────────────────── ─── Continued on the front page F term (reference) 4C093 AA22 BA03 BA04 BA08 BA10 BA12 CA27 DA02 EA12 EB17 EB18 ED07 EE01 EE30 FA36 FA43 FA47 FF42
Claims (1)
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。1. Data acquisition while rotating at least one of an X-ray tube and an n (n is an integer of 2 or more) column detector relatively around an object to be imaged and relatively linearly moving in a direction of a center axis of the rotation. Helical scanning means, a period measuring means for measuring a period of the periodic movement of the object to be photographed, a measured period (or an average period) as T, a scan time (one rotation time) as τ, and a slice thickness as th. When the linear movement speed V = n × th / T (or the helical pitch p = n
.Times..tau. / T) relative linear movement control means, and an image reconstructing position at a position different in the relative linear moving direction and corresponding to the same time phase of the periodic movement. An X-ray CT apparatus comprising: an image reconstructing unit for generating each of the images.
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