JP4500929B2

JP4500929B2 - X-ray computed tomography apparatus and its projection data collection method

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Publication number: JP4500929B2
Application number: JP2004521190A
Authority: JP
Inventors: 裕一佐藤
Original assignee: Nihon University
Current assignee: Nihon University
Priority date: 2002-07-12
Filing date: 2003-07-11
Publication date: 2010-07-14
Anticipated expiration: 2023-07-11
Also published as: JPWO2004006771A1; WO2004006771A1; AU2003281183A1

Description

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。 The present invention relates to an X-ray computed tomography apparatus and its projection data collection method, and more particularly to an X-ray computed tomography apparatus suitable for imaging of the heart and coronary arteries and its projection data collection method.

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２２は、コンピューター１１、Ｘ線制御部２１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２３によって検出する。検出器２３の検出信号、即ち投影データは、データ収集部１２によって収集され、画像再構成部１３へ送られる。画像再構成部１３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１１からディスプレイ３３へ送られ、ディスプレイ３３に表示される。この際、心電計２４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３３、モニター３２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１４に蓄積することができる。なおディスプレイ３３、モニター３２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１２は、コンピューター１１の制御により、検出部２３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１３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３１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３２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−収集部１２に設定される。
なお投影データの収集は、検出器２３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−収集ウィンドウは、Ｘ線源２２がＸ線を放射する期間で決まる。その場合のデータ−収集ウィンドウは、前記の方法と同様の方法によって設定され、Ｘ線制御部２１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２２は、Ｘ線制御部２１によって制御され、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５０％の期間をＲ波−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Ｗ１を設定する方法も提案されている（特開２０００−２６２５１９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。A conventional X-ray computed tomography apparatus and its projection data collection method will be described with reference to FIG.
FIG. 5A is a diagram showing a configuration of an X-ray computed tomography apparatus, and FIG. 5B is an electrocardiogram.
The X-ray source 22 irradiates a subject (not shown) such as a heart and a coronary artery under the control of the computer 11 and the X-ray control unit 21, and detects the X-ray transmitted through the sample by the detector 23. . The detection signal of the detector 23, that is, projection data is collected by the data collection unit 12 and sent to the image reconstruction unit 13. The image reconstruction 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 displayed on the display 33. At this time, the electrocardiogram signal of the subject (patient) is detected by the electrocardiograph 24, and the electrocardiogram is displayed on the display 33 and the monitor 32. In addition, reconstructed image data and electrocardiographic information such as an electrocardiogram can be stored in the storage unit 14. The display 33 and the monitor 32 can also be used as a single display without being provided separately.
Under the control of the computer 11, the data collection unit 12 collects projection data of a period necessary for image reconstruction from the projection data supplied from the detection unit 23 and sends the projection data to 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 by operating the keyboard and mouse (not shown) of the console 31. For example, when the operator selects a predetermined period of the electrocardiogram displayed on the monitor 32 and designates the period with the keyboard or the mouse, the selected period, that is, the data collection window is displayed in the data-collecting unit 12. Is set.
The projection data is collected by a method of extracting projection data in a period corresponding to the data collection window from projection data continuously generated by the detector 23, and emitting X-rays only in a period corresponding to the data collection window. There is a method of extracting projection data during a period in which X-rays are emitted. In the latter case, the data acquisition window is determined by the period during which the X-ray source 22 emits X-rays. The data-collection window in that case is set by the same method as described above, and an X-ray emission period corresponding to the data-collection window is set in the X-ray control unit 21. The X-ray source 22 is controlled by the X-ray control unit 21 and emits X-rays during that period.
FIG. 5B shows an example of an electrocardiogram.
In the electrocardiogram, a period between the R wave and the R wave is taken as one period, and a T wave, a P wave, etc. appear during that period. One cycle is divided into a systole period in which the ventricle contracts and a diastole period in which the ventricle dilates.
The conventional data collection window employs a method of setting a period of 50% of one cycle in the center portion between the R wave and the R wave, or a method of setting one cycle divided into a plurality of sections. Further, as shown in FIG. 5B, a method of setting the data collection window W1 in a diastole period in which the heart motion is small has been proposed (see Japanese Patent Laid-Open No. 2000-262519).
Conventionally, since the collection of projection data is performed in a state where the heart rate is lowered and one cycle of the R wave-R wave is lengthened, the heart rate is forced by administering a drug to the patient (subject). The method of lowering is taken. In general, a catheter is used to collect projection data.

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いし、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、カテーテルも使用せずに、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。The traditional data collection window is set according to the experience and intuition of the operator, and since there is no firm basis for both high and low heart rate patients, the reconstructed image is unclear, At present, thin coronary arteries do not appear in images. Moreover, heart rate suppression with conventional drugs cannot be performed in patients with asthma or severe heart failure, and there are some patients whose heart rate does not decrease even when drugs are administered. The use of a catheter imposes a heavy burden on the patient.
In view of these points, the present invention can reconstruct a clear image for patients with high and low heart rate without suppressing the heart rate with drugs and without using a catheter. It is an object of the present invention to provide an X-ray computed tomography apparatus and a projection data collection method thereof in which a shallow operator can easily set an appropriate data collection window.

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。FIG. 1 is an electrocardiogram for explaining the movement 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 the 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 collection 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 the 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.

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。
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。
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。
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１０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１１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１２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線コンピューター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った。
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った。
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、２５０ｍｓ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／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−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Ｗ２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／分より大きくなる程大きくなる。なお緩徐流入期は、Ｒ波−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（２５０ｍｓの半分）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２５０ｍｓ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、データ収集ウィンドウ２５０ｍｓを２分割して１２５ｍｓ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２５０ｍｓ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、２５０ｍｓ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／分より大きい場合、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１２５ｍｓのデータ収集ウィンドウを設定し、両期間合わせて２５０ｍｓ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２５０ｍｓ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、コンソール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Ｗ２又はＷ３を重ねて表示し、データ収集部１２にそのデータ収集ウィンドウＷ２又はＷ３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２５０ｍｓ又は１２５ｍｓのデータ収集ウィンドウ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Ｗ２又はＷ３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／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Ｗ２にするか、Ｗ３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ウＷ３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６５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）、６５回／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１２のデータ収集ウィンドウは、２５０ｍｓ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１２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ウの設定により、データ収集部１２は、心拍数が６５回／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／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１３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早い時刻を求め、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。ステップ４０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１２５ｍｓ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。１０１はＲＰ波検出手段であり、心電計２１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２１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２００３−１７５００９号公報に示される相関処理を用いる方法、特開２００１−２１８７４７号公報に示されるウェーブレット変換を用いる方法、あるいは特開平１１−０９９１３２号公報に示されるＦＦＴ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。１０２は心拍特性決定手段であり１０１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い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。１０３はＲＰ波予測手段であり、心拍特性決定手段１０２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、ＲＰ波検出手段１０１が心電計２１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１０２が過去の心拍情報から算出した平均心拍時間（Ｒ_０）、および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_１、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_１、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。１０４はデータ収集ウィンドウ決定手段であり、心拍特性決定回路１０２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６５より小さいときはＰ波を基準波とし、一分間の心拍数が６５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６５より小さいときＲＰ波予測手段１０３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２５０ｍｓ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１２５ｍｓ早い時刻をデータ収集ウィンドウの始期としウィンドウ時刻設定レジスタ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ィンドウ時刻設定レジスタ１０５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８０３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１０５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に付属する補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び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び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Ｒ_０およびＰ_０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“Ｐ_０−２５０ｍｓ”だけ遅延し、９０２はＲ波を“Ｐ_０”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２５０ｍｓ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“Ｒ_０−１２５ｍｓ”だけ遅延し、９０２はＲ波を“Ｒ_０”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ロップの出力はＲ波から“Ｒ_０−１２５ｍｓ”後、即ちＲ波の１２５ｍｓ前を始期としＲ波を終期とする図２（ｂ）のＷ３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、ウィンドウの時刻及び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のソフトウェアによるカウンタとし、例えば第１および第２のソフトウェアカウンタの各々に“Ｒ_０−１２５ｍｓ”および“Ｒ_０”の時間に相当するクロック数を設定し、ＲＰ波検出手段１０１によるＲ波の検出に応答して上記第１及び第２のソフトウェアカウンタを減算するルーチンを実行し、第１のソフトウェアカウンタがゼロとなった時データ収集ウィンドウ用フラグをセットし、第２のソフトウェ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ェ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２５０ｍｓの場合を例に説明したが、データ収集ウィンドウは、２５０ｍｓ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ィンドウが２５０ｍｓよりも小さい場合には、心拍数が６５回／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線コンピューター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。The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1 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 the output of the detector. In an X-ray computed tomography apparatus that collects projection data by a collecting unit and reconstructs an image based on the collected projection data, the end of the projection data collection window of the X-ray computed tomography apparatus is determined by an electrocardiograph. Projection data is collected by setting near the peak of the P wave or R wave of the detected electrocardiogram of the subject.
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 2 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 the output of the detector. In an X-ray computed tomography apparatus that collects projection data by a collection unit and reconstructs an image based on the collected projection data, an electrocardiogram of a subject whose end of the projection data collection window is detected by an electrocardiograph The projection data is collected by setting it near the peak of the P wave, or the end of one half of the projection data collection window of the projection data collection window is set near the peak of the P wave or R wave of the electrocardiogram. Projection data is collected by a phase method.
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 3 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 the output of the detector. In an X-ray computed tomography apparatus that collects projection data by a collection unit and reconstructs an image based on the collected projection data, the projection data collection window of the X-ray computed tomography apparatus is a slow inflow period of a subject. When the projection data collection window is smaller, 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 projection data is collected. When it is larger than the slow inflow period, the end of the projection data collection window that is a half of the projection data collection window is near the peak of the P wave or R wave of the electrocardiogram. Set to, characterized in that to collect projection data by 2 phase scheme.
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 4 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 the output of the detector. In an X-ray computed tomography apparatus that collects projection data by a collection unit and reconstructs an image based on the collected projection data, the projection data collection window of the X-ray computed tomography apparatus is a slow inflow period of a subject. When the projection data collection window is smaller, 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 projection data is collected. When it is greater than the slow inflow period, the end of the projection data collection window that is one half of the projection data collection window is near the peak of the P wave and R wave of the electrocardiogram. Set in, characterized in that to collect the projection data.
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 5 collects projection data of the coronary artery of the subject in the X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, 2, 3, or 4. It is characterized by doing.
The projection data collection method according to claim 6, wherein the subject is irradiated with X-rays from the X-ray source, X-rays transmitted through the subject are detected by a detector, and a data collection unit is detected from the output of the detector. In the X-ray computed tomography apparatus that collects projection data by using the acquired projection data and reconstructs an image based on the collected projection data, the end of the projection data collection window of the X-ray computed tomography apparatus is detected by an electrocardiograph Projection data is collected by setting near the peak of the P wave or R wave of the subject's electrocardiogram.
The projection data collection method according to claim 7 irradiates a subject with X-rays from an X-ray source, detects X-rays transmitted through the subject with a detector, and outputs a data collection unit from an output of the detector. In the X-ray computed tomography apparatus which collects projection data by the above and reconstructs an image based on the collected projection data, the end of the projection data collection window is detected by the electrocardiogram P of the subject. Set near the wave peak to collect projection data, or set the end of one half of the projection data collection window to the vicinity of the P wave or R wave peak of the ECG The projection data is collected by the above.
The projection data collection method according to claim 8, wherein the subject is irradiated with X-rays from the X-ray source, X-rays transmitted through the subject are detected by a detector, and a data collection unit is detected from the output of the detector. In an X-ray computed tomography apparatus that collects projection data by using the method and reconstructs an image based on the collected projection data, the projection data collection window of the X-ray computed tomography apparatus is smaller than the slow inflow period of the subject When 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, projection data is collected, and the projection data collection window is a slow inflow of the subject. When the period is greater than the period, the end of the projection data collection window, which is a half of the projection data collection window, is set near the peak of the P wave or R wave of the electrocardiogram. Wherein the projection data is collected by the phase system.
The projection data collection method according to claim 9, wherein the subject is irradiated with X-rays from the X-ray source, X-rays transmitted through the subject are detected by a detector, and a data collection unit is detected from the output of the detector. In an X-ray computed tomography apparatus that collects projection data by using the method and reconstructs an image based on the collected projection data, the projection data collection window of the X-ray computed tomography apparatus is smaller than the slow inflow period of the subject When 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, projection data is collected, and the projection data collection window is a slow inflow of the subject. If the period is larger than the period, the final stage of the projection data collection window, which is one half of the projection data collection window, is set near the peak of the P wave and R wave of the electrocardiogram. It characterized in that it collected the data.
The projection data collection method according to claim 10 is the projection data collection method according to claim 6, 7, 8, or 9, wherein the projection data of the coronary artery of the subject is collected. And
An X-ray computed tomography apparatus according to an eleventh aspect is characterized in that a projection data collection window is determined by predicting an R wave and a P wave.
The X-ray computed tomography method according to claim 12 is characterized in that the projection data collection window is determined by predicting the R wave 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 of FIG.
An X-ray computed tomography apparatus and its projection data collection method according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
FIG. 1 shows an electrocardiogram for explaining the movement of the heart analyzed by the inventor of the present application,
FIG. 2 shows an example of setting the projection data collection window (data collection window) of the present invention, and FIG. 3 shows the procedure for setting the data collection window.
First, FIG. 1 will be described.
The inventor of the present application studied the physiological characteristics of the heart based on the knowledge obtained from the study of the heart and coronary arteries by ultrasonic echoes over many years. As a result, the diastole, which was previously considered a quiet period of heart movement, has a rapid inflow phase in which blood flows rapidly into the ventricle, a very quiet slow inflow phase, and an atrial systole. It was found that the inflow phase is not suitable for setting the data collection window due to large ventricular movement, and the slow inflow phase is suitable for setting the data collection window in the quietest period of the ventricle.
Furthermore, it has been found that the atrial systole causes movement in the ventricle at the moment when the atrium contracts, but has little effect on image reconstruction, that is, no noise. Further, the period from the atrial systole to the peak of the R wave in which the ventricle contracts is about 20 to 30 ms, and it was found that this period can also be used for data collection.
When setting the data collection window in the slow inflow period, set the end of the data collection window near the peak of the P wave, and when setting the data collection window in the atrial systole, set the end of the data collection window to the R wave It can be set near the peak. Therefore, when setting the data acquisition window, the operator can uniquely select the position of the peak of the P wave or the R wave, and even if it is inexperienced, it can be surely performed in a slow inflow period or an atrial systole. You can set the data collection window.
Next, a setting example of the data collection window in FIG. 2 will be described.
In this embodiment, an image of a coronary artery is reconstructed using an X-ray computed tomography apparatus with a data collection window of 250 ms.
In FIG. 2A, the end of the 250 ms data collection window W2 is set near the peak of the P wave. In this case, the image becomes clear when the heart rate becomes lower than 65 times / minute, but the image becomes unclear when the heart rate becomes higher than 65 times / minute. When the heart rate changes, 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 higher than 65 times / minute, the slow inflow period becomes shorter than the data collection window W2 (250 ms), and a part of the data collection window W2 enters the rapid inflow period. To receive. The effect of the rapid inflow period becomes larger as the heart rate becomes higher than 65 times / minute. The slow inflow period is about 27% of the R wave-R wave period.
Therefore, data collection according to FIG. 2A is suitable when the heart rate is smaller than 65 times / minute.
FIG. 2B is an example in which the end of the data collection window W3 of 125 ms (half of 250 ms) is set near the peak of the R wave.
When the heart rate is higher than 65 times / minute, the data collection window W2 of 250 ms cannot be set to the slow inflow period as described above. Therefore, FIG. 2 (b) uses the atrial systole, divides the data collection window 250ms into two, and sets the end of the 125ms data collection window W3 in the vicinity of the peak of the R wave. According to the method, a data collection window of 250 ms is configured in two cycles.
When the heart rate is greater than 65 times / minute, a clear image can be obtained by adopting the two-phase method using the atrial systole as described above. In this case, if the data collection window W2 of 250 ms is set near the peak of the R wave, the image becomes unclear because the atrial systole is shorter than the slow inflow phase.
When the heart rate is greater than 65 times / minute, a two-phase method can be adopted using the slow inflow period instead of using the atrial systole as shown in FIG. It is also possible to set a data collection window of 125 ms for each of the slow inflow period and the atrial systole, and configure a data collection window of 250 ms for both periods. In this case, a data collection window of 250 ms can be configured in the same period. In the case of FIGS. 2A and 2B, the operator can use the keyboard or mouse (see FIG. 2 (a) or 2 (b) is displayed on the monitor 32, the data collection window W2 or W3 is displayed on the electrocardiogram, and the data collection unit 12 displays the electrocardiogram. Data collection window W2 or W3 is set.
The data collection window W2 or W3 may have its start and end set on the monitor 32 each time, or a data collection window W2 or W3 having a size of 250 ms or 125 ms is set in advance, and the data collection window W2 Alternatively, the end of W3 may be moved near the peak of the P wave or R wave. Similar to the conventional X-ray computed tomography apparatus, the X-ray source 22 may emit X-rays during the data acquisition window W2 or W3 under the control of the X-ray control unit 21.
In the present embodiment, the example in which the data collection window to be set is set to W2 or W3 depending on whether the heart rate is larger or smaller than 65 times / minute has been described. An image obtained by setting the data collection window W2 by the method of FIG. 2A without considering it, and an image obtained by setting the data collection window W3 by the method of FIG. May be selected to select a clearer image.
Next, FIG. 3 will be described.
In FIG. 5, 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 from the electrocardiograph 24 (step 40), 65 times / minute. If it is smaller (step 41), a 250 ms data collection window is selected (step 42), and its end is matched with the vicinity of the peak of the P wave on the electrocardiogram of the monitor 32 of FIG. 5 (step 43). The data collection window of the data collection unit 12 is set to 250 ms.
If the heart rate is greater than 65 beats / minute (step 44), a 125ms data collection window is selected (step 45) and its end is aligned with the vicinity of the R wave peak of the ECG on the 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 projection data in the slow inflow phase when the heart rate is less than 65 times / minute, and when the heart rate is greater than 65 times / minute. Collects projection data of the atrial systole and sends it to the image reconstruction unit 13.
One example of each step shown in FIG. 3 is shown below. In step 40, an R wave and a P wave are detected from the signal obtained by the electrocardiograph 24. This detection process is executed a predetermined number of times to obtain an average heartbeat period and an average time interval between the R wave and the P wave. The heart rate per minute is obtained from the average heart cycle, and when the heart rate per minute is 65 times or less, the time of the P wave of the next heart rate is predicted at step 42. Next, at step 43, a time 250 ms earlier than the predicted time of the P wave is obtained, and the X-ray irradiation time is set so that this time becomes the start of the data collection window and the predicted time of the P wave becomes the end of the data collection window. When the one-minute heart rate obtained in step 40 is more than 65 times, in step 45, the time of the R wave of the next heartbeat is predicted. Next, in step 46, a time 125 ms earlier than the predicted R-wave time is obtained, and the X-ray irradiation time is set so that this time is the start of the data collection window and the predicted R-wave time is the end of the data collection window. It is.
FIG. 6 shows an example of a configuration for executing the process of FIG. 21, 24, 32 are an X-ray control unit, an electrocardiograph, and a monitor shown in FIG. Reference numeral 101 denotes an RP wave detection means for separating and detecting R and P waves from the heartbeat waveform measured by the electrocardiograph 21, and directly or A / D-converts the heartbeat signal from the electrometer 21. R wave and P wave are detected. For the analysis of an electrocardiogram, for example, a method using a correlation process disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2003-175209, a method using a wavelet transform disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2001-218747, or a method disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 11-099132. There are various methods such as a method using FFT analysis, and the R wave and the P wave are detected using any method. Reference numeral 102 denotes a heartbeat characteristic determining means that obtains an average heartbeat time and an average time interval between the R wave and the P wave by averaging the N-time generation time interval data of the R wave and the P wave obtained in 101. It is. The average of the past measurement values for N times can always be obtained by discarding the oldest heartbeat information and adding the latest heartbeat information when the latest heartbeat information is obtained. Reference numeral 103 denotes an RP wave prediction means for predicting the time of the P wave and R wave of the next heart beat from the heart beat information obtained by the heart beat characteristic determination means 102. For example, the time when the RP wave detection unit 101 detects the R wave from the heartbeat waveform from the electrocardiograph 21 is set as the reference time, and the heartbeat characteristic determination unit 102 calculates the average heartbeat time (R) calculated from the past heartbeat information at this time. ₀ ), and the average time interval (P ₀ ) between the R wave and the P wave, the time of the P wave and R wave of the next heartbeat is predicted. FIG. 7 is a conceptual diagram in which the R wave and P wave are separated and detected from the electrocardiogram to predict the time of the next heartbeat P wave and R wave. Time interval R ₁ past R wave detected from the _{electrocardiogram,} R _2, and calculates the average time interval R ₀ ... From the time an R-wave is detected as a reference time, R ₀ hours from the reference time The later is the predicted time of the R wave of the next heartbeat. Further, the average time interval P ₀ is calculated from the time intervals P ₁ , P ₂ ,... Of the past R wave and P wave, and the P wave predicted time of the next heartbeat is P ₀ hours after the reference time. Is. As a method for predicting the R wave and the P wave, various methods such as prediction based on characteristics of past fluctuations can be used in addition to the method using the average value described above. Reference numeral 104 denotes data collection window determination means, which obtains a heart rate per minute from the average heart rate obtained by the heart rate characteristic determination circuit 102. When the heart rate per minute is less than 65, a P wave is used as a reference wave. When the heart rate per minute is greater than 65, the R wave is the reference wave. When the heart rate is less than 65, the time of the P wave of the next heart predicted by the RP wave prediction means 103 is determined as the end of the data collection window, and the time 250 ms earlier than the predicted time of the P wave is determined as the start of the data collection window. Set in the 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 that is 125 ms earlier than the predicted time of the R wave is the start of the data collection window. Set in the setting register 105. The monitor 32 displays the waveform of the electrocardiogram obtained by the electrocardiograph 24, reads the window time setting register 105 in synchronization with the waveform display timing, and superimposes it on the displayed electrocardiogram to indicate the start and end of the data collection window. indicate. FIG. 8 shows an example in which the start mark 802 and the end mark 803 are displayed superimposed on the electrocardiogram 801. Reference numeral 106 denotes input means for manually determining the reference wave, and changes the reference wave determined by the data collection window determining means 104. For example, even if the data collection window determination 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. Reference numeral 107 denotes an input means for manually changing the start and end of the data collection window set in the window time setting register 105. Positive and negative values for correction are set in the correction register attached to the window time setting register 105. By doing so, the time and width of the data collection window can be adjusted by independently advancing or delaying the start and end times.
FIG. 9 shows a second configuration for determining the start and end times of the data collection window. 901 and 902 are variable delay circuits, 903 is set by the output of the variable delay circuit 901, and the output of the variable delay circuit 902 is shown. Is a flip-flop that is reset by. Analyzing the electrocardiogram to detect R and P waves and obtaining the average time intervals R ₀ and P ₀ of the R and P waves are the same as in the previous example. FIG. 8A shows a setting used when the heart rate is smaller than 65. 901 delays the R wave obtained by the RP wave detection means 101 by “P ₀ -250 ms”, and 902 designates the R wave as “P”. It is set to delay by ₀ ". The output of the flip-flop 903 outputs a signal specifying a period corresponding to W2 in FIG. 2 (a) after “P ₀ -250 ms” from the R wave, that is, 250 ms before the P wave and starting at the P wave. . FIG. 8B shows settings used when the heart rate is greater than 65. 901 delays the R wave obtained by the RP wave detecting means 101 by “R ₀ -125 ms”, and 902 designates the R wave as “R _0. "It is set to be delayed by". The output of the flip-flop in this setting is a signal that specifies a period corresponding to W3 in FIG. 2 (b) after “R ₀ -125 ms” from the R wave, that is, 125 ms before the R wave and the R wave as the end. Is output. By increasing or decreasing the delay amount set in the variable delay circuits 901 and 902 according to the instruction of the input means 107, it is possible to adjust the start and end of the data collection window and adjust the time and width of the window. . Further, the delay circuits 901 and 902 in FIG. 9 are counters based on the first and second software. For example, each of the first and second software counters corresponds to “R ₀ -125 ms” and “R ₀ ” time. Set the number of clocks, execute a routine to subtract the first and second software counters in response to detection of the R wave by the RP wave detection means 101, and collect data when the first software counter reaches zero It can also be realized by software that sets a window flag and resets the flag when the second software counter reaches zero.
In the above embodiment, the case where the data collection window of the X-ray computed tomography apparatus is 250 ms has been described as an example. However, the data collection window is not limited to 250 ms. For example, if the data acquisition window of the X-ray computed tomography apparatus is smaller than 250 ms, the data collection window becomes smaller than the slow inflow period even when the heart rate is greater than 65 times / min. The data collection window can be set at a certain time. That is, the heart rate that can be used in the slow inflow period varies depending on the size of the data collection window of the X-ray computed tomography apparatus.
The invention of the present application is not limited to imaging of coronary arteries but can be applied to imaging of hearts other than coronary arteries.

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か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＜６５回／分、患者数４４人のグループを、グループ２は、心拍数＞６５回／分、患者数１７人のグループを示し、ＡＬ１，ＡＬ２は、本願発明によって投影データを収集した場合を、ＡＬ３は、従来の発明によっ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、ＡＬ１が２５０ｍｓ、ＡＬ２が１２５ｍｓ（２位相方式採用）、ＡＬ３が従来のＲ波−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）、及び右冠動脈（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、１７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、ＡＬ１とＡＬ３の各血管の確認率は、ＡＬ１の方がＡＬ３よりも高いことが分かる。即ち心拍数＜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ＡＬ１は９１％にもなり、また＃３の血管は、ＡＬ３の２７％に対してＡＬ１は８０％にもなる。このように本願発明（ＡＬ１）の右冠動脈（ＲＣＡ）の確認率は、従来の発明（ＡＬ３）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、ＡＬ２とＡＬ３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（ＡＬ２）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Ｄ１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。Since the present invention uses the slow inflow period and the atrial systole to collect X-ray projection data, it is possible to reconstruct a clear image of the coronary artery and the like, and the operator sets the projection data collection window. Since it is only necessary to uniquely set the end of the projection data collection window near the peak of the P wave or R wave, the projection data collection window can be easily and surely used in the slow inflow phase or the atrial systole even when inexperienced. Can be set.
Moreover, this invention can collect X-ray projection data with the normal heart rate of a subject (patient) without using a heart rate inhibitor and without using a catheter.
FIG. 4 shows an image of a coronary artery reconstructed 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, reconstructed as an image. It is a figure which shows the result of having confirmed whether it was confirmed, and has shown the evaluation result of the sharpness of the reconfigure | reconstructed image.
In FIG. 4, group 1 represents a group with heart rate <65 times / min and 44 patients, group 2 represents a group with heart rate> 65 times / min and 17 patients, and AL1 and AL2 are When projection data is collected according to the present invention, AL3 indicates a case where projection data is collected according to the conventional invention. The data collection window shows a case where AL1 is set to 250 ms, AL2 is set to 125 ms (adopting a two-phase method), and AL3 is set to 50% of the conventional R wave-R wave period.
In FIG. 4, the coronary arteries to be evaluated are the left main coronary artery (LM), the left anterior descending coronary artery (LAD), the left coronary artery rotating branch (LCx), and the right coronary artery (RCA). In each of the coronary arteries, the larger the # number, the thinner the blood vessel.
FIG. 4 shows the ratio (%) of the number of patients who were able to confirm the images of each blood vessel in the reconstructed images for 44 patients and 17 patients in groups 1 and 2.
First, regarding Group 1, it can be seen that 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 / min, it can be seen that the confirmation rate of each blood vessel is higher in the present invention than in the conventional invention. In particular, among the coronary arteries, the right coronary artery (RCA) is difficult to obtain X-ray images and it is difficult to obtain a clear reconstructed image, but the confirmation rate of the present invention is also high for the right coronary artery (RCA). For example, the # 1 blood vessel has an AL1 of 91% compared to 48% of the AL3, and the # 3 blood vessel has an AL1 of 80% compared to 27% of the AL3. Thus, the confirmation rate of the right coronary artery (RCA) of the present invention (AL1) is about 1.9 to 3 times that of the conventional invention (AL3).
Next, regarding Group 2, the confirmation rate of each blood vessel of AL2 and AL3 is higher in the present invention than in the conventional invention as in Group 1, and for the right coronary artery (RCA), the confirmation rate of the present invention (AL2) The confirmation rate is about 1.7 times to 4.4 times that of the conventional invention (AL3). In FIG. 4, D1 is a first diagonal branch, and OM is an obtuse branch (obtuse coronary artery).
As described above, it can be seen that the image reconstructed by the present invention is clearer than the image reconstructed by the conventional invention.

Claims

A subject is irradiated with X-rays from an X-ray source, X-rays transmitted through the subject are detected by a detector, projection data is collected from the output of the detector by a data collection unit, and the collected projections In an X-ray computed tomography apparatus that reconstructs an image based on data,
The projection data collection window of the X-ray computed tomography apparatus is set in the slow inflow period or the atrial systole, and the end of the projection data collection window is detected by the electrocardiogram P wave or R detected by the electrocardiograph. An X-ray computed tomography apparatus that collects projection data by setting near a wave peak.

The subject is irradiated with X-rays from an X-ray source, X-rays transmitted through the subject are detected by a detector, projection data is collected from the output of the detector by a data collection unit, and the collected projection data In an X-ray computed tomography apparatus that reconstructs an image based on
When the projection data collection window of the X-ray computed tomography apparatus is smaller than the slow inflow period of the subject, the vicinity of the peak of the P wave of the electrocardiogram of the subject in which the end of the projection data collection window is detected by an electrocardiograph To collect projection data
When the projection data collection window is larger than the slow inflow period of the subject, the end of the projection data collection window, which is a half of the projection data collection window, is set near the peak of the P wave and R wave of the electrocardiogram. An X-ray computed tomography apparatus that collects projection data.

In the X-ray computed tomography apparatus according to claim 1 or 2,
An X-ray computed tomography apparatus that collects projection data of a coronary artery of a subject.

The subject is irradiated with X-rays from an X-ray source, X-rays transmitted through the subject are detected by a detector, projection data is collected from the output of the detector by a data collection unit, and the collected projection data An X-ray computed tomography apparatus for reconstructing an image based on
R-wave from the ECG and means for detecting a P-wave,
A means of obtaining a heart rate from an electrocardiogram;
Means for predicting the time of the R wave and the P wave ;
Means for selecting one of an R wave and a P wave as a reference wave from the obtained heart rate;
Means for obtaining a time earlier than a predicted time of the selected reference wave by a predetermined time;
An X-ray computed tomography apparatus comprising: means for setting the obtained early time as a start time of a projection data collection window and setting the predicted time of the selected reference wave as the end time of a projection data collection window.