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JPH0732771B2 - 周期的動きに起因する偽像を低減する装置 - Google Patents

周期的動きに起因する偽像を低減する装置

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Publication number
JPH0732771B2
JPH0732771B2 JP1299915A JP29991589A JPH0732771B2 JP H0732771 B2 JPH0732771 B2 JP H0732771B2 JP 1299915 A JP1299915 A JP 1299915A JP 29991589 A JP29991589 A JP 29991589A JP H0732771 B2 JPH0732771 B2 JP H0732771B2
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movement
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JP1299915A
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カール・ロス・クラウフォード
ノ―バ―ト・ジョセフ・ペルク
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General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
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Publication date
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Publication of JPH0732771B2 publication Critical patent/JPH0732771B2/ja
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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は、撮影すべき対象物のほぼ周期的な動作から生
ずる偽像（アーティファクト）を低減するコンピュータ
断層撮影（CT）像形成（イメージング）法に関する。更
に詳しくは、本発明は、透過型コンピュータ断層撮影法
（CT）および放出（エミッション）型コンピュータ断層
撮影法のような投影像形成技術に使用される偽造抑圧法
に関する。ここに使用されるように、透過型像形成法は
撮影対象物を透過した放射線を検出することによって像
形成を行うものであり、放出型像形成法は撮像対象物か
ら放出される放射線、例えば放射性医薬品のアイソトー
プによって放出されるように放射線を検出することによ
って像形成を行うものである。
透過型コンピュータ断層撮影システムの一実施例におい
ては、Ｘ線発生源とコリメータとにより扇形ビームを形
成し、この扇形ビームを撮像対象物を通るスライス平面
に沿って差し向け、スライス平面内に設けられている一
連のＸ線検出器で受ける。各検出器はＸ線発生源からそ
の特定の検出器素子に投影される線に沿った透過放射線
の濃度を測定する。この濃度は撮像対象物による前記線
に沿ったＸ線ビームの散乱および吸収に依存している。
各検出器は円弧状に配列され、扇形ビームの異なる線に
沿ってＸ線発生源からＸ線を捕捉して、完全な投影用の
データを同時に収集する。このように収集される１つの
投影は、投影軸と称される扇形ビーム中心線によって識
別される。それから、Ｘ線発生源および検出器はスライ
ス平面内において撮像対象物の周りを回転させられ、扇
形ビームの主軸が撮像対象物を新しい角度で通るように
する。この処理が繰り返されて、各々異なる角度に沿っ
た多数の投影が収集されて、断層撮影投影の組を構成す
る。このような一組の多数の投影はそれから本技術分野
で周知である再構成アルゴリズムによって再構成され
て、撮像対象物のスライス平面における断層撮影像が得
られる。
放出型コンピュータ断層撮影法も同様な方法で行われ
る。簡単に説明すると、一組の検出器がまたスライス平
面内において撮像対象物の周りを回転させられる。検出
器は外部のＸ線発生源からでなく、むしろ対象物自身内
の放射性アイソトープから放射線を受ける。検出器によ
って受けた放射線は放出された放射線の散乱および吸収
を示すと共に、また撮像対象物内の放射線源の相対濃度
を示している。検出器配列体はその位置が異なる角度に
移動するに従ってスライス平面内の撮像対象物の全てに
関する異なる投影を受ける。各投影は投影軸と称される
検出器配列体の主軸によって識別される。
コンピュータ断層撮影像の獲得にはかなりの時間がかか
る。透過型および放出型の両方の断層撮影法において
は、多数の投影を得るのに通常検出器配列体および／ま
たはＸ線発生源を物理的に動かすことが必要である。投
影データの獲得を高速化する努力は獲得システムの機械
的要素、検出器および／またはＸ線発生源が撮像対象物
の周りを移動する速度によって制限されている。ある限
界値を越えて走査時間を減らす試みは再構成像における
信号対雑音比に悪影響を与える。信号対雑音比は所与の
投影の獲得の間における放出または透過流束量（フルエ
ンス）に関係し、この放出または透過流束量は走査速度
が高くなると事実上減少する。
撮像対象物が像再構成に必要な一組の完全な投影を獲得
する間に動いた場合、その結果生じる像には解像度の損
失、縞の発生、密度の高い対象物の領域中における
「泡」、または「ゴースト」と称される対象物の二重の
像の形のモーション誘起偽像が現れる。ゴーストは動き
がほぼ周期的である場合に非常にありふれているもので
ある。
多くの生理的動きは完全には周期的ではない。周期は時
間の経過につれて変化し、また動いている対象物は各サ
イクルの同じ点においても同じ位置には戻らないことが
ある。この考察のために、前者の判断基準は時間的周期
性と称され、後者の判断基準は空間的周期性と称され
る。
断層撮影像再構成用に必要な走査時間を減らすのにかな
りの努力が費やされた。実用の走査時間は過去数年間に
おいて数分から数秒までに減らされた。それにも拘わら
ず、心臓の運動、蠕動および呼吸動ような動きの周期で
は、現今の短い走査時間においてさえもデータ獲得の間
に何らかの動きが生じ得る。このようなモーション・ア
ーティファクト（モーション誘起偽像）を最小にする多
数の方法が使用されている。このような動きを制限する
ための走査プロトコルが採用されている。即ち、患者に
対して静かに横たわって、走査の間中は呼吸を止めるよ
うに指示したり、患者を拘束して支持することによって
全体的な筋肉の動きを制限したり、薬によって蠕動を減
らすことが行われている。これらの技術は部分的にのみ
成功しており、患者が外傷をおっている場合または緊急
状態において走査を行われなければならない場合にはし
ばしば実行することができない。
代わりとして、呼吸または心臓の鼓動のような周期的な
生理的動きとタイミングを合わせた部分的な投影の組を
得るゲート技術がある程度の成功をもって使用されてい
る。これらの技術においては、１つの像を作るための完
全な一組の投影の獲得が生理的動きの多数のサイクルに
わたって行われる。典型的には、投影を連続的に獲得し
て、該投影が得られたサイクル中の段階（すなわち位
相）に従って「分類」し、周期的動きの各段階（位相）
について別々の像を構成している。例えば、心臓に対す
るゲート技術の場合には、EKG信号を使用して心臓のサ
イクルの位相とデータの獲得とを整合させ、心臓の多数
の鼓動すなわち多数のサイクルの後、心臓のサイクルの
各位相における像をそれぞれ別々に作っている。
上述したゲート技術ではモーション・アーティファクト
を減らした像が得られるが、これらの技術はいくつかの
欠点を有している。動きの各サイクルの１部分の間のみ
データが得られるので、所与の像を得るのに時間がかか
る。妥当な獲得期間においては、特定の投影軸が獲得時
間の間の適切な動きの段階と一致し損う結果として、各
投影の組から欠けた投影が発生し、理想的でない投影デ
ータを使用しなければならなくなる。最後に、１つの像
に対する完全な一組の投影を得るのに多くのサイクルを
必要とするので、この技術は特に空間的非周期性の生理
的動きの影響を受け易い。
発明の要約 本発明は動作がほぼ周期的である場合の単一の走査期間
の間におけるモーション・アーティファクトを低減する
像形成法に関する。更に詳しくは、本発明はモーション
・アーティファクトを最小にするように決定された時点
にデータの獲得が行われるようにタイミングを合わせて
いる。更に、獲得する投影の開始角度およびシーケンス
を制御することにより、モーション・アーティファクト
を減らす。
本発明の全般的な目的は、撮像対象物の空間的に非周期
的な動きの所与のサイクルの間に獲得し得る有益な投影
データを最大にすることである。これは、空間的非周期
性から生ずるモーション・アーティファクトを最小にす
るためにデータ獲得期間内における動きが最も少ない期
間を中心に置くことによって達成される。これは、対象
物が動いている期間にまたがる期間の間のデータが得ら
れた場合に、モーション・アーティファクトが一層著し
いものになるからである。
本発明の更に他の目的は、得られた像に対する動き自身
の影響を最小にすることである。走査の終わりまたは初
めにおいて発生する動きはモーション・アーティファク
トに関して像に対する影響が最も少ないということが実
験的に判明した。獲得ウィンドウの中心に撮像対象物の
サイクルの静止期間を置くことによって、動きの間隔が
獲得時間の終わりに変位され、この結果、モーション・
アーティファクトが少なくなる。
本発明の別の目的は、獲得データの投影軸を動きの主軸
の方向と調整して、動きおよび空間的非周期性の影響を
更に少なくすることである。投影軸にほぼ平行な動きは
投影軸にほぼ直角な動きよりも偽像を著しく低減するこ
とが判明した。従って、投影が動きの方向または動きの
主軸にほぼ平行である期間の間に動きが発生するように
投影のシーケンスおよび角度のタイミングが調整され
る。
本発明の前述した目的および他の目的ならびに利点は次
の説明から明らかになるであろう。以下の説明は、本発
明の好適実施例を例示した添付図面を参照して行う。し
かしながら、このような実施例は本発明の全範囲を必ず
しも表していないので、本発明の範囲を理解するには特
許請求の範囲を参照しなければならない。
好適実施例の説明 まず第２図を参照すると、本発明の好適実施例に使用す
るのに適している「第３世代」のCT装置の構成を表すCT
架台22の概略構成図を示されている。この架台22は、発
散角度φのＸ線の扇形ビーム撮像対象物23を通して検出
器配列体13に投射するように方向付けられたＸ線発生源
20を有している。撮像対象物に対する架台の角度はθで
あり、説明上角度33を０゜として任意に基準化されてい
る。θは投影データを得るために典型的なシステムにお
いては360゜以上変化する。「第４世代」のCTシステム
（図示せず）は回転するＸ線発生源からＸ線の扇形ビー
ムを受ける固定された多数の検出器を有する。本発明は
このような第４世代の装置にも同様に適用可能である。
この場合には、θは単に撮像対象物に対する可動Ｘ線発
生源の角度である。
撮像対象物23は角度βで方向付けられた主軸27にほぼ平
行な周期的動きを有している。円弧24はCT像の再構成の
ための最小の好適なデータ獲得角度範囲を表し、典型的
には180゜に扇形ビームの角度φを加えたものである。
このデータ獲得角度の中心点は以下に説明するように本
発明によれば撮像対象物23に対して位置付けられてい
る。
次に第１図を参照すると、本発明を具体化するCT像形成
システムの好適な制御システムのブロック図が示されて
いる。図示のCT制御システムは、３つの部分、すなわち
患者の呼吸、心臓の鼓動または他の周期的な生理的動き
に関する情報を提供する患者監視回路１と、Ｘ線発生
源、架台位置決め装置および検出器配列体を含むCT装置
の各素子の動作を制御するCTインタフェース回路２と、
オペレータまたは放射線技術が本発明を実施するのに使
用されるパラメータを入力したり、CT装置からデータを
受信することができるオペレータ入力コンソール３とを
有している。これらの各部分はコンピュータ９に接続さ
れ、コンピュータ９はまた制御シーケンス用に必要なタ
イミング情報を発生する実時間クロック８に接続されて
いる。
患者監視回路１は心臓の鼓動に関する信号を発生する心
電計（EKG）のようなトランスデューサー４および呼吸
を示す信号を発生する歪ゲージ胸部ベルトのようなトラ
ンスデューサ５を有している。これらのトランスデュー
サの一方または両方を使用してもよいし、撮像対象部受
に関するほぼ周期的な他の動きを測定するトランスデュ
ーサをこれらの装置の代わりに使用してもよい。また、
本技術分野に専門知識を有する者に明らかなように、本
発明の方法に従って別のトランデューサを加えてもよ
い。
各トランスデューサ４および５はしきい値検出器６およ
び７にそれぞれ接続されている。これらのしきい値検出
器はトランスデューサ信号の標識部分が生じた時にパル
スを発生する。この標識部分は周期的動きの１サイクル
の開始を識別する信号中の点である。しきい値検出器６
および７はローパスフィルタとその後続の調節可能な電
圧比較器よりなる。各パルスの発生時に、コンピュータ
９は実時間クロック８を読み取り、しきし値検出器７お
よび６からの各パルスに関連する時刻をそれぞれアレイ
変数t1（ｎ）およびt2（ｍ）に記憶する。ここでｎおよ
びｍは測定される周期的動きの相対的なサイクルを示す
指示変数である。
CTインタフェース回路２は架台位置エンコーダ10を有す
る。このエンコータ10は以下に更に詳細に説明するよう
に患者テーブルに対するCT架台の角度、すなわち投影軸
に関するデータを発生する。Ｘ線管制御器11はＸ線管を
作動し停止し、これにり投影データを得る時点を制御す
る架台モータ制御器12は、架台位置エンコーダ10ととも
にデータを獲得する前の初期架台位置の正確な位置決め
を行い、データ獲得中に得られる投影軸のシーケンスの
速度および方向を制御する検出器配列体13は撮像対象物
を透過したＸ線を受けて、または放出型断層撮影法にお
いては撮像対象物内の放射性医薬品アイソトープから放
出された放射線を受けて、投影像の大きさを検出する。
検出器配列体13からの信号は周知の再構成アルゴリズム
に従ってコンピュータ９によって処理するためデータ獲
得システム14によってサンプリングされディジタル化さ
れる。
オペレータコンソール３は一般にCRTディスプレイおよ
びキーボードよりなり、これはオペレータが走査用のパ
ラメータを入力することを可能にし、またコンピュータ
９からの再構成像および他の情報を表示することを可能
にする。
第３図を参照すると、呼吸トランスデューサ５からの代
表的な信号41が時間軸上に示されている。図中、APは最
大架台回転速度（秒／度）に第２図において前述した最
小データ獲得角度範囲24を掛けて得られるデータ獲得期
間である。Ｐは所与のサイクルにおける呼吸動の期間で
ある。QPはＰのパーセントで表される静止期間である。
時点t1（ｎ）およびt1（ｎ＋１）はしきい値検出器から
の信号の絶対時刻であり、t1（ｎ）は現時点の呼吸動の
サイクルｎの開始を示す。Maはトリガ・パルスの時点t1
（ｎ）と静止期間QPの開始時点との間の時間で、全期間
Ｐのパーセントで表される。MaおよびQPの値は典型的に
は生理的動きの従来の知識に基づいてオペレータによっ
て選択される。このような知識は通常の生理学の医学的
研究、または超音波のような他の画像形成法や通常のＸ
線透視検査法で行われる研究によって得られる。Ｐはサ
イクル毎に僅かに変化するので、しきい値検出器６から
の信号によって測定されるようなその前の期間の長さの
回転（rolling）加重平均から次の処理用に導き出すこ
とができる。好適実施例においては、現在のサイクルｎ
−１に対するＰの値は前のサイクルｎ−１に対するＰの
値に等しく設定されている。
大規模なコンピュータ・シュミレーションによれば、動
きが断層像再構成用のデータの獲得の間に生じると考え
られる場合には、この動きはデータ獲得期間APの初めま
たは終わりに生じるように時間的に位置付けしなければ
ならないことを示唆している。これは静止期間QPの初め
にデータ獲得期間APを開始する従来の技術とは異なる。
更に、走査の終わりに位置するようにした偽造は「ハー
フスキャン（half scan）」または「アンダースキャン
（under scan）」技術を使用することに減らすことがで
きる。後者の技術は米国特許出願第4,580,219号に開示
されている。ハーフスキャン技術は「インターナル・ワ
ークショップ・オン・フィジックス・アンド・エンジニ
アリング・イン・メディカル・イメージング（Internal
workshop on Physics and Engineering in Medical lm
aging）、1988年」の第199ページの所載の「扇形ビーム
CTにおける短走査コンボリューション再構成の最適化
（Optimization of Short Scan Convolution Reconstru
ction in Fan Beam CT）」の項に記載されている。両技
術は走査の初めおよび終わりに得られた投影データに対
する加重係数を減じて適用するものである。
本発明においては、静止期間QPは、データ獲得開始時刻
AS＝t1（ｎ）＋Ｐ＋Ma−1/2（AP−QP）においてサイク
ルｎ＋１の走査を開始させることによってデータ獲得期
間APの中心に設定される。動きの周期Ｐがデータ獲得期
間APより小さい場合には、データ獲得の開始はパルスの
時点t1（ｎ＋１）より前に開始する。
更に、動きが投影データの獲得の間に生じると考えられ
る場合には、動きの主成分をできる限り、そのとき獲得
しているデータの投影軸に沿う方向に向けなければなら
ないことが研究によって判明した。従って、データ獲得
の開始前に、（第２図に示す）軸27に沿った、データ獲
得期間APの間に生じる撮像対象物23の動きが、投影軸26
の方向にほぼ平行に生じるように、架台22が位置決めさ
れる。これは撮像対象物の動きの主軸27に直角な軸29に
沿ってデータ獲得角度範囲24の中心を置くことによって
達成される。第２図を再び参照すると、データ獲得角度
範囲24の中心を対象物の動きの主軸27に直角な角度の所
に設定するという条件を満足していることがわかる。
データ獲得角度範囲24の中心を撮像対象物29の主要な動
きに直角な角度の所に置くと、上述したように静止期間
QPをデータ獲得期間AP内の中心においた場合に、動きの
生じる時点が走査時間の終わりにできるだけ近づいて発
生することになる。
第２図のデータ獲得角度範囲24を参照すると、架台が時
計方向に動く場合、架台が角度位置30にある時に走査は
開始され、架台が角度位置39に達するまで継続する。架
台を加速するのに要する時間を考慮して、架台の走査前
の位置は、時計方向に回転する場合は角度位置31にまた
は反時計方向に回転する場合は角度位置32に位置付けら
れる。従って、円弧36および37は架台の加速のために設
けられている。円弧36または37の間に架台を加速するに
必要な時間はウォームアップ時間と称され、上述のよう
に計算したデータ獲得開始時刻ASから差し引かれ、この
結果、動作開始時刻MSが算出される。
架台を起動する位置31または32は各走査の後に架台を再
び位置決めする架台位置エンコーダ10および架台モータ
制御器11を使用して定められる。第２図に示す角度位置
31および32は全データ獲得角度範囲24の半分に加速用円
弧36または37の角度を加えた値から動きに直角な軸29の
角度を引くことによって計算される。軸29の角度は、撮
像対象物の動きの主軸の知識に基づいて、オペレータに
よって入力される。
本発明を使用して、２つの周期的な生理的動きに対して
データ獲得を調整することは更に複雑になるが、次に説
明する。第１図を参照すると、２つの信号が２つのトラ
ンスデューサすなわち好適実施例においてはEKGトラン
スデューサ４および呼吸トランスデューサ５から入力さ
れる。トランスデューサからのサンプルの波形42および
43が第４図に示されている。次に、第４図を参照する
と、波形42は時刻t1（ｎ）および時刻t1（ｎ＋１）の間
に測定されたサイクルｎの間の期間Ｐを有しており、こ
れはしきい値検出器７からのパルスの立上りエッジで測
定した実時間クロックからの読みを表している。波形42
のサイクルｎの間の静止期間QPの中心時刻CP（ｎ）は計
算式CP（ｎ）＝t1（ｎ）＋Ma＋1/2QPに従って計算さ
れ、ここにおいてMaおよびQPはＰのパーセントであり、
前述したように前のＰの測定から決定される。
波形43は時刻t2（ｍ）および時刻t2（ｍ＋１）の間で測
定されたサイクルｍの期間Ｐ′を有し、これはしきい値
検出器６からのパルスの立上りエッジで測定した実時間
クロックからの読みを表している。期間Ma′およびQP′
は、Ｐ′のパーセントとして表されるが、生理的動きの
研究による知識に基づいてオペレータによって選択され
ている。同様に、CP′（ｍ）は計算式 CP′（ｍ）＝t2（ｍ）＋Ma′＋1/2 QP′に従って波形43について計算される。
好適実施例においては、各走査の前に、各波形42および
43の多数の中心点が計算式CP（ｎ）＝CP（ｎ−１）＋Ｐ
およびCP′（ｍ）＝CP′（ｍ−１）＋Ｐ′を使用して次
に続く期間に対して推定され、すなわちCP（ｎ）、CP
（ｎ＋１）…ならびにCP′（ｍ）、CP′（ｍ＋１）…が
推定される。この計算式において、ＰおよびＰ′はそれ
ぞれt1（ｎ−１）およびt2（ｍ−１）の時点までの計算
されたそれぞれの波形の期間の平均である。計算される
このような中心点の数は投影の獲得の間の受け入れられ
る時間によって制限される。一般に、より多くの対は２
つの周期的であるが典型的には同期していない動きのサ
イクルの間の良好な整合を可能にする。
波形42の各中心点は波形43の全ての中心点と比較され
て、CP（ｎ）が波形43の他の測定された中心点に対して
時間的に最も接近しているサイクルｎを識別する。この
識別されたサイクルはデータ獲得用に選択され、架台
は、単一のトランスデューサの場合について上述したよ
うに計算した、波形42の識別されたサイクルに対して動
作開始時刻において作動される。この手順は、本技術分
野に専門知識を有する者に明らかなように、追加のトラ
ンスデューサを使用することによりほぼ周期的な別の生
理的動きに対して調整するために容易に拡張することが
できる。
第５図を参照すると、データ獲得開始時刻をいくつかの
生理的動きに対して調整する処理を示すフローチャート
が示されている。第１のステップ50においては、パラメ
ータk1,k1′,k2およびk2′をオペレータが選択すること
を要求され、これらのパラメータから式Ma＝k1P,Ma′＝
k1′Ｐ′,QP＝k2PおよびQP′＝k2′Ｐ′に従ってMa,M
a′,QPおよびQP′が決定される。また、オペレータはＰ
およびＰ′の回転平均を算出するのに使用されるサイク
ルの数を決定する値ｗを選択するとともに、２つの生理
的動きを調整するのに未来のサイクルをいくつ調べるか
を制御する値Ｔを選択する。
第２のステップ51においては、時刻t1（ｎ−ｗ）、…t1
（ｎ）およびt2（ｍ−ｗ）、…t2（ｍ）の値が収集され
る。第３のステップ52においては、走査開始信号がオペ
レータから入力されたかどうかプログラムによって判定
される。走査開始信号が入力されていると、プログラム
は第４ステップに進む。走査開始信号が入力されていな
い場合には、プログラムは第２のステップ50に戻り、上
述した時刻を更新する。これらの時刻t1およびt2は第１
のステップ50においてオペレータによって入力されたパ
ラメータとともに第４のステップ53において使用され、
式Ｐ＝［t1（ｎ）−t1（ｎ−ｗ）］/wおよびＰ′＝［t2
（ｍ）−t2（ｍ−ｗ）］/wに従ってそれぞれ呼吸に関す
る期間Ｐおよび心臓に関する期間Ｐ′の両方の周期の回
転平均を計算する。上記式において、ｍは呼吸動のサイ
クルｎの直前の心臓の動きのサイクルである。また、M
a,Ma′,QPおよびQP′が平均期間ＰおよびＰ′ならびに
上述したようにオペレータによって入力されたパラメー
タに基づいて計算される。
第５のステップ54においては、呼吸および心臓の動きの
静止期間の中心点CPおよびCP′が次式CP（ｉ）＝t
1（ｎ）＋Ma＋1/2QP＋（Ｐ・（ｉ−ｎ））およびCP′
（ｊ）＝t2（ｍ）＋Ma′＋1/2QP1＋（Ｐ′・（ｊ−
ｍ））に従って両動きの次のＴ個のサイクルについて計
算される。上記式において、ｉはｎからｎ＋Ｔまでのサ
イクルの番号であり、ｊはｍからｍ＋Ｔ′までのサイク
ルの番号であり、Ｔ′はＴ・（P/P′）を最も近い整数
に丸めた値に等しい。
第６のステップ55においては、２つの中心点CPおよびC
P′が時間的に最も近いサイクル番号ｍ＊を決定する。
これは、計算されたＴ個のサイクルについて呼吸動に対
する各中心点と心臓の動きに対する各中心点との間の減
算および両者の差の絶対値の大きさの比較を繰り返し行
うことによって達成される。
それから、この識別されたサイクルｎ＊を使用して、式
AS＝t1（ｎ）＋Ｐ＋Ma＋1/2（AP−QP）＋Ｐ・（ｎ＊−
ｎ）に従って第７のステップ56において獲得開始時刻AS
が決定される。
本技術分野に専門知識を有する者にとっては、本発明の
精神および範囲内に入る多くの変更および変形を好適実
施例に行うことができることは明らかであろう。例え
ば、他のトランスデューサを使用して走査の間に人体の
生理的動きに関する基準データを得ることができる。ま
た、２次および３次加重技術を含む更に精巧な技術を使
用して未来の動作サイクルのタイミングおよび一致を予
測することもできる。呼吸のような周期的動きが随意的
制御を受けている程度によって、随意的周期動の制御を
不随意の周期的動きに対して更によく調和させるように
可視的フィードバックを患者に行うことができる。更
に、上述した技術は実時間で行う必要はないが、連続的
に得られた撮影の組の記憶したデータに適用して、モー
ション・アーティファクトを低減した像を形成する一組
の投影を選択することができる。このような場合には、
期間Ｐのようなパラメータは過去のデータから算出する
必要はなく、対象とするサイクルについて収集されたデ
ータから直接測定することができる。更に、このような
モーション・アーティファクト低減技術は、各々の投影
の組が得られた後に架台を停止して始動する必要のない
所謂「スリップリング（slip ring）」走査システムに
も適用することができる。このような装置においては、
架台を予め選択された位置に停止させないが、投影間に
おいて架台の回転速度を調整して、架台を正しい時間に
適切に整合させことによってデータ獲得角度が周期的動
きに対して調整される。従って、本発明は好適実施例に
限定されるものでなく、特許請求の範囲によって定めら
れるものである。
【図面の簡単な説明】
第１図は、本発明を実施するのに有益なCT制御システム
のブロック図である。 第２図はCT架台に関連する相対角度を示すCT架台の概略
構成図である。 第３図は呼吸トランスデューサの信号を示す波形図であ
る。 第４図は呼吸トランスデューサの信号とEKGトランスデ
ューサの信号とを示す波形図である。 第５図はデータ獲得開始時刻を決定する方法を示すフロ
ーチャートである。 １……患者監視回路、２……CTインタフェース回路、３
……オペレータ入力コンソール、13……検出器配列体、
20……Ｘ線管。

Claims (8)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】対象物が周期的動きを生じ、該周期的動き
    には周期的動きが最小になる静止期間がある場合で、該
    静止期間より長い獲得期間の間に対象物の周りの複数の
    投影軸に沿って連続的に取られた一組の投影から対象物
    の像が形成される場合において、対象物の周期的動きに
    起因する偽像を低減するための装置であって、 前記周期的動きを表す信号を発生る手段と、 一連の前記周期的動きの各々の中に予め設定した点を示
    す一連の基準信号を発生する手段と、 各基準信号の中の前記予め設定した点に対して静止期間
    を関連させる手段と、 前記基準信号に関連する一時刻において投影の獲得を開
    始して、一組の投影の獲得期間を前記静止期間内に中心
    を合わせて設定する手段とを有する装置。
  2. 【請求項２】前記周期的動きが呼吸動である請求項１記
    載の装置。
  3. 【請求項３】前記周期的動きが心臓の動きである請求項
    １記載の装置。
  4. 【請求項４】対象物の周りの複数の投影軸に沿って取ら
    れた一組の投影から像を形成する場合に、対象物の周期
    的動きに起因する偽像を低減するための装置であって、 前記周期的動きの主軸を識別する手段と、 投影軸のシーケンスを制御して、投影軸の範囲の中心を
    前記周期的動きの主軸に直角な角度の所に設定する手段
    とを有する装置。
  5. 【請求項５】対象物の周りの複数の投影軸に沿って取ら
    れた一組の投影から像を形成する場合に、対象物の第１
    の周期的動きおよび少なくとも１つの第２の周期的動き
    に起因する偽像を低減するための装置であって、 前記周期的動きの各々を示す信号を発生する手段と、 前記周期的動きの各サイクルの中の予め設定した点を示
    す一連の基準信号を、前記周期的動きの各々に対して発
    生する手段と、 前記各基準信号の中の前記予め設定した点に関連する静
    止期間の中心点を識別する手段と、 前記第１の周期的動きの所定の時間間隔を調べて、前記
    第１の周期的動きに対する前記基準信号に関連し、かつ
    前記第１および第２の周期的動きの間の中心点が最も接
    近している静止期間を識別する手段と、 一組の投影の全獲得時間を前記識別された静止期間内に
    中心を合わせて設定するように前記第１の周期的動きに
    対する基準信号に関連した時刻に投影の獲得を開始する
    手段とを有する装置。
  6. 【請求項６】前記周期的動きの主軸を識別する手段と、
    投影軸の範囲の中心が前記周期的動きの主軸に直角な角
    度の所に位置するように投影軸のシーケンスを制御する
    手段とを更に有する請求項５記載の装置。
  7. 【請求項７】回転式架台上の検出器で獲得した一組の投
    影から像を再構成するように、周期的動きを有する対象
    物の断層撮影像を形成する装置であって、 前記周期的動きを示す信号を発生するトランスデューサ
    と、 一連の前記周期的動きの各々の中の予め設定した点を示
    す一連の基準信号を発生する検出器と、 前記基準信号の各々の中の前記予め設定した点に関連す
    る静止期間を識別するコンピュータ手段と、 一組の投影の全獲得時間を前記静止期間内に中心を合わ
    せて設定するように前記基準信号に関連した時刻に投影
    の獲得を開始させる架台制御手段と、 をそなえる装置。
  8. 【請求項８】対象物が周期的動きを生じ、該周期的動き
    には周期的動きが最小になる静止期間がある場合で、該
    静止期間より長い獲得期間の間に対象物の周りの複数の
    投影軸に沿ってとられた一組の投影から対象物の像が形
    成される場合において、対象物の周期的動きに起因する
    偽像を低減する装置であって、 前記周期的動きを示す信号を発生する手段と、 一連の前記周期的動きの各々の中の予め設定した点を示
    す一連の基準信号を発生する手段と、 前記基準信号の各々の中の前記予め設定した点に対して
    静止期間を関連させる手段と、 前記静止期間よりも獲得期間の長さの半分以上前の、前
    記基準信号に関連した時刻に投影の獲得を開始させる手
    段と、 前記静止期間よりも獲得期間の長さの半分以上後の、前
    記基準信号に関連した時刻に投影の獲得を終了させる手
    段と、 前記獲得期間から前記静止期間内に中心を合わせて設定
    されるように前記獲得した投影の中から一群の連続した
    投影を選択して投影の組を形成する手段と、 をそなえる装置。
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