Source: https://patents.google.com/patent/JP2001190547A/en
Timestamp: 2019-05-25 06:15:04
Document Index: 511646420

Matched Legal Cases: ['art 8', 'art 9', 'art 9', 'art 9', 'art 9', 'art 9', 'art 9', 'art 9', 'art 9', 'art 18']

JP2001190547A - Method for inspecting body scope of periodic movement - Google Patents
Method for inspecting body scope of periodic movement
JP2001190547A
JP2001190547A JP2000357575A JP2000357575A JP2001190547A JP 2001190547 A JP2001190547 A JP 2001190547A JP 2000357575 A JP2000357575 A JP 2000357575A JP 2000357575 A JP2000357575 A JP 2000357575A JP 2001190547 A JP2001190547 A JP 2001190547A
JP2000357575A
ベッカー クリストフ
オーネゾルゲ ベルント
1999-11-28 Priority to DE19957083.3 priority Critical
1999-11-28 Priority to DE1999157083 priority patent/DE19957083B4/en
2000-11-24 Application filed by Siemens Ag, シーメンス アクチエンゲゼルシヤフト filed Critical Siemens Ag
2001-07-17 Publication of JP2001190547A publication Critical patent/JP2001190547A/en
PROBLEM TO BE SOLVED: To photograph a body scope allowing a subject to perform periodic movement by reduced dose.
SOLUTION: Radiation intensity of radiation starting from a radiation source is substantially synchronous with movement and is modulated between a target value and a value reduced than the target value so that the target value exists in a period of a phase of periodic movement to be photographed by a diagnosis device. Data only is utilized from a detector system radiated at least and substantially while the target value of radiation exists to obtain an image.
【発明の属する技術分野】本発明は、システム軸線を中心にして連続的に回転し検査対象物を透過するＸ線放射束を発生するＸ線放射源と、少なくとも１つの最初の検出器行および最後の検出器行を有しＸ線放射源から出発するＸ線放射を検出する検出器システムとを備えたコンピュータトモグラフィ（ＣＴ）装置を用いて検査対象物の周期的運動を行う身体範囲を検査するために、Ｘ線放射源の回転中に検査対象物とＸ線放射源および検出器システムとがシステム軸線の方向に相対的に位置変更され、コンピュータを用いて検出されたＸ線放射に相応する検出器システムの出力データから少なくとも周期的運動を行う身体範囲の断層像を求める方法に関する。 The present invention relates includes a X-ray radiation source for generating X-ray beam passing through the continuously rotating about the system axis inspected object, at least one of the first detector row and body range for cyclic motion of the inspection object by using the last detector row computed tomography (CT) system that includes a detector system for detecting the starting X-ray radiation from the X-ray source has a to test, and the test object and the X-ray radiation source and the detector system during rotation of the X-ray source is positioned relative change in the direction of the system axis, the detected X-ray radiation by means of a computer to a method of obtaining a tomographic image of the body range for at least periodic motion from the output data of the corresponding detector system.
【従来の技術】たとえば石灰化度（“カルシウム‐スコアリング”）の決定または冠状動脈のなかのセンサによる探索のようなＣＴ装置による拍動する心臓の検査は運動アーティファクトの少ない像を得るための特別な対策を必要とする。 BACKGROUND ART For example lime degree ( "calcium - Scoring") determination or inspection of the beating heart by CT device, such as a search by sensors within the coronary artery is to obtain a less image with motion artifacts and require special measures. ＥＫＧ（心電図）に基づいてトリガされるシーケンシャルな撮像技術は現在、第３世代のＣＴ装置（Ｘ線源および検出器システムが共通にシステム軸線を中心にして回転するＣＴ装置）または電子線ＣＴ装置（ＥＢＴ＝電子ビームトモグラフィ）のようなさまざまな構成形式のＣＴ装置に使用されている。 Currently sequential imaging techniques triggered based on EKG (electrocardiogram), the third generation CT system (CT system X-ray source and detector system is rotated in the common about the system axis) or electron beam CT system has been used (EBT = electron beam tomography) CT apparatus of various configurations formats like. その際に患者のＥＫＧ信号の尖り波Ｒが、特定のｚ位置（すなわちシステム軸線の方向の特定の位置）における走査を心臓サイクルの特定の相において実行するために利用される。 Pointed wave R of the patient's EKG signal at that time is utilized to scan at a particular z position (i.e. a specific position in the direction of the system axis) in order to perform in a particular phase of the cardiac cycle.
走査は記録された尖り波Ｒの後の選択可能な遅延をもってレリーズされる。 Scan is release with selectable delay after the recorded pointed wave R. たいてい尖り波Ｒの後の遅延、従って走査の開始時点は現在のＲ−Ｒ間隔継続時間Ｔ RRから求めなければならない（たとえばパーセントによる）。 Most pointed wave delay after the R, thus beginning the scan must be determined from the current RR interval duration T RR (e.g. Percentage).
これは予測的にそれに先立つ心臓サイクルの継続時間から推定されなければならないので、この方法は心拍の不整脈を生じやすい。 This is to be estimated from the duration of the cardiac cycle preceding it predictively, the method prone to arrhythmias heartbeat.
【０００３】特に多層ＣＴ装置（すなわち個別検出器のただ検出器行ではなく多数の検出器行を有するＣＴ装置）の導入により心臓の検査のためにレトロスペクティブにＥＫＧに基づいてトリガされるらせん技術が定着している。 [0003] In particular multilayer CT apparatus (i.e. CT apparatus having a plurality of detector rows not just detector row of the individual detectors) spiral technique triggered based on EKG retrospectively for introduction by cardiac examination fixing, it is. 検査対象物とＸ線放射源および検出器システムとがシステム軸線の方向へ相対的に連続的に位置変更されると同時にＸ線放射源および検出器システムがシステム軸線を中心にして連続的に回転される際に撮像される走査から、ＥＫＧ信号の助けをかりてレトロスペクティブに、心臓ボリュウムを連続的に定められた相において撮像し得るように、データ間隔が選ばれる。 Continuously rotating the inspection object and the X-ray radiation source and the detector system and at the same time X-ray source if it is relatively continuously repositioning in the direction of the system axis and the detector system around the system axis from the scan to be imaged as it is, retrospectively with the aid of the EKG signals, as may be imaged in a phase defined cardiac Boryuumu continuously, data interval is selected. このいわゆる多層らせん技術はＥＫＧに基づいてトリガされるシーケンシャルな撮像技術にくらべて決定的に有利である。 This so-called multilayer spiral technique is of decisive advantage compared to sequential imaging techniques triggered based on EKG.
連続的なデータ収集はオーバーラップする断層像の再構成を可能にし、それによって３Ｄ像質の顕著な改善を可能にする。 Continuous data collection allows for reconstruction of a tomographic image overlapping, thereby allowing significant improvement in 3D image quality. 走査速度の顕著な増大は呼吸停止相においてより薄い層厚みによる検査を可能にし、それによって縦方向分解能（すなわちシステム軸線の方向の分解能）の別の改善を可能にする。 Significant increase in the scanning speed enables the inspection by a thinner layer thickness in respiratory arrest phase, thereby allowing further refinement of the longitudinal resolution (i.e. resolution in the direction of the system axis). 心臓サイクルにおけるデータ間隔（すなわち断層像の再構成のために使用可能なデータが取得される時間間隔）の位置は予測的な推定ではなく正しく測定されたＲ−Ｒ間隔長さＴ RRに基づいており、 Based on the RR interval length T RR position of a correctly measured rather than predictive estimation data interval (time interval available data is acquired for reconstruction of other words tomographic image) in the cardiac cycle cage,
このことは不整脈補正方法の安定性を高める。 This may increase the stability of the arrhythmia correction method. さらに、 further,
機能的検査に対する基礎として、心臓ボリュウムが心臓サイクルの任意の相において同一のデータセットから計算される。 As the basis for the functional testing, cardiac Boryuumu is calculated from the same data set in any phase of the cardiac cycle.
【０００４】レトロスペクティブにＥＫＧに基づいてトリガされる多層らせん技術のたいていの応用に対して心臓ボリュウムはただ心拍相において、すなわち可能なかぎり運動アーティファクトなしに、再構成されなければならない。 [0004] In most cardiac Boryuumu for applications just cardiac phase of a multi-layer spiral technique triggered based on EKG retrospectively, without motion artifacts as far That possible, must be reconstituted. そのためにゲーティングパラメータ（尖り波Ｒに対する遅れ）が、すべての像が運動の少ない心臓拡張期において計算されるように選ばれる。 Its gating parameters for (delay with respect to pointed wave R), all of the image is chosen to be calculated in less diastole of movement. しかしこのことは、相応に選ばれたデータ間隔の外側で与えられるＸ However, this is given by the outside corresponding to the selected data interval X
線線量は像再構成に使用されないことを意味する。 Line dose means that are not used for image reconstruction. 一般に行われている方法はたとえば心臓サイクルにおける３ 3 in the process is generally carried out, for example cardiac cycle
５０ｍｓｅｃの時間間隔からのデータを利用する。 To use the data from the time interval of 50msec. １ｓ 1s
ｅｃ（脈拍６０）の心臓サイクル継続時間に対してそれは６５％の利用されないＸ線線量を意味する。 That means X-ray dose that is not used in 65% cardiac cycle duration of ec (pulse 60).
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、検査対象物の周期的運動を行う身体範囲を、減ぜられた線量により撮像し得る冒頭にあげた種類の方法を提供することである。 OF THE INVENTION Problems to be Solved] The present invention object is to provide a method of the kind mentioned in the introduction to the body range for cyclic motion of the inspection object can be imaged by dose was reduced .
【課題を解決するための手段】この課題は本発明によれば請求項１の特徴を有する方法により解決される。 Means for Solving the Problems] This object is achieved by a method having the features of claim 1 according to the present invention.
【０００７】すなわち本発明による方法の場合にはＸ線線量のＥＫＧに基づいて制御される変調がたとえば管電流の制御により行われ、その際に所望の線量目標値が心臓サイクルの関心のある相においてのみ得られる。 Namely in the process according to the invention is carried out by the control of the modulation, for example the tube current is controlled based on the EKG of X-ray dose, phase desired dose target value at that time of interest of the cardiac cycle only obtained in. 本発明による方法は技術的に簡単に実現可能であり、不整脈を有する患者の場合の高いフレキシビリティおよび安定性が優れている。 The process according to the invention is technically easy to realize, high flexibility and stability in the case of patients with arrhythmia is excellent. 管電流の適応によるＸ線線量の変調はその簡単さの点で推奨に値する。 Modulation of the X-ray dose by adaptation of the tube current is worthy of recommendation in terms of its simplicity. しかし、たとえば放射フィルタの機械的な挿入のような他の方法の採用も考えられる。 However, for example, also conceivable employing other methods, such as mechanical insertion of the radiation filter.
【０００８】位置に関係してＸ線線量を変調する方法は現在たとえば肩および骨盤の検査に、また喉の検査にも使用される。 [0008] Methods of modulating the X-ray dose in relation to the position for inspection of the current example shoulders and pelvis, is also used for inspection of the throat. Ｘ線線量はここで、全線量が減ぜられた際に均等な像印象を得るために、管位置に対する対象物のなかの期待すべき減弱に関係して調節される（米国特許第 5 822 393号明細書参照）。 X-ray dose in this case, in order to obtain a uniform image perception when the entire dose was reduced, is adjusted in relation to the attenuation to be expected within the object relative to the tube position (US 5 822 see 393 Pat). 本発明によるＸ線線量のＥＫＧに基づいて制御される変調はこの定着している方法と結び付けられて行われる。 Modulation is controlled based on the EKG of X-ray dose according to the invention is carried out associated with a method that is the fixing. それによってＸ線線量の同時に位置および時間に関係する変調が行われる。 Thereby related to the same time position and the time of the X-ray dose modulation is performed.
【０００９】レトロスペクティブにＥＫＧゲートされる多層らせん技術は任意の相に薄いオーバーラップする層を有する心臓ボリュウムの連続的な撮像を可能にする。 [0009] multilayer spiral techniques retrospectively EKG gate allows continuous imaging of the heart Boryuumu with a layer of thin overlapping any phase.
適当な再構成および重み付け方法（たとえば個々の検出器行のデータ間の投影に関係する重み付け）により送り速度に、従っていわゆるピッチに関係するｚ方向の範囲の内側で間隙なしにボリュウムをカバーすることができる。 The feed rate by an appropriate reconstruction and weighting method (for example, weighting related to the projection between the individual detector rows of data), thus to cover the Boryuumu without clearance inside the z-direction range related to the so-called pitch can. 送り速度は心臓サイクルの周期（すなわち心拍数） Feed rate is the period of the cardiac cycle (i.e., heart rate)
に関係して検出器幅を考慮に入れて、各々の心臓サイクルにおいて部分回転または全回転データセットが取得されるように、また相次ぐデータセットによりカバーされる範囲がｚ方向に重なって、または限界的な場合には間隙なしにぶつかり合うように選ばれる。 Taking into account the detector width in relation to, as partial revolution or full revolution dataset in each heart cycle are acquired, and the scope covered by the successive data sets overlap in the z direction or limit, It is selected so as to clash with no gap in the case specific. その場合、すべての心臓ボリュウムがｚ方向に間隙なしに断層像によりカバー可能、または３Ｄ像に表示可能である。 In that case, all the heart Boryuumu can cover the tomographic image without clearance in the z-direction, or can be displayed in the 3D image. 心臓サイクルの特定の相（たとえば拡張期）において３Ｄ像を再構成するためにはこの相の期間中に取得されたデータのみが再構成に利用される。 Only data acquired during this phase in order to reconstruct a 3D image in a particular phase of the cardiac cycle (e.g., diastolic) is used for reconstruction. データの選択は、最後の尖り波Ｒに対して既知のＲ−Ｒ間隔長さＴ RRの固定的な一部分としてたとえばレトロスペクティブに求められる特定の時間間隔をもって行われる。 Selection of data is performed with a certain time interval required for example retrospective as fixed part of known RR interval length T RR for the last pointed wave R. Ｘ線線量または管電流はＥＫＧ信号の助けをかりて、この相に対するデータ取得の期間中はＸ線線量の特定の目標値が存在するように調節されるが、その以外の場合には著しくより低い値（たとえば目標値の１／５）に下がるように調節される。 X-ray dose or tube current with the aid of the EKG signal, but the duration of the data acquisition for this phase is adjusted to a particular desired value of X-ray dose are present, more significantly in the case other than the It is adjusted to fall to a lower value (for example 1/5 of the target value).
【発明の実施の形態】以下、添付図面に示されている実施例により本発明を説明する。 BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, the present invention will be described by way of examples shown in the accompanying drawings.
【００１１】図１および２には本発明による方法を実施するためのＣＴ装置の概要が示されている。 [0011] Figure 1 and 2 are shown an overview of the CT apparatus for carrying out the method according to the invention.
【００１２】このＣＴ装置は、Ｘ線放射束１８を送り出すＸ線放射源１と、回転軸線６の方向に多数の個別検出器（たとえばそれぞれ５１２の個別検出器）の相次ぐ行から成っている検出器ユニット２とを備えた測定ユニットを有する。 [0012] The CT system includes an X-ray source 1 for feeding the X-ray beam 18, a large number of individual detectors (e.g. individual detectors respectively 512) detection is made from successive of the row in the direction of the axis of rotation 6 having a measuring unit comprising a vessel unit 2. Ｘ線放射束１８を発生するＸ線放射源１の焦点は参照符号２４を付されている。 Focus of the X-ray source 1 for generating X-ray beam 18 are assigned the reference numerals 24. 検査対象物（図示されている実施例の場合には患者８）は寝台２０の上に位置しており、この寝台はリング状の保持体７（いわゆるガントリ）の測定開口２１を通って延びている。 Inspection target (patient 8 in the case of the illustrated embodiment is) is situated over the bed 20, the bed is extends through the measurement opening 21 of the ring-shaped holding member 7 (the so-called gantry) there.
【００１３】検出器ユニット２は図２により最初の検出器行３および最後の検出器行４を有する。 [0013] Detector unit 2 has a first detector row 3 and the end of the detector row 4 through FIG. 最初の検出器行３と最後の検出器行４との間に多数の他の検出器行５ Numerous other detector rows between the first detector row 3 and the last detector row 4 5
も配置されていてよい。 It may be arranged also.
【００１４】検出器行３〜５は、図２に破線で示されている回転軸線６に対して直角に延びている。 [0014] Detector line 3-5 extends at right angles to the axis of rotation 6 as shown in broken lines in FIG. 最初の検出器行３と最後の検出器行４とは回転軸線６に対して平行に検出器幅Ｄだけ互いに間隔をあけられている。 The first detector row 3 and the last detector row 4 are spaced from one another by parallel detector width D to the rotation axis 6. 検出器幅Ｄはその際に行中心から行中心までの距離で測られている。 Detector width D is measured by the distance to the line from the center line center at that time.
【００１５】保持体７にはＸ線放射源１および検出器ユニット２が、Ｘ線放射源から出発するＸ線放射束１８が検出器ユニット２に当たるように、互いに向かい合って取付けられている。 The holding member 7 X-ray radiation source 1 and the detector unit 2, so that starting from the X-ray source X-ray beam 18 strikes the detector unit 2 is mounted opposite one another. 保持体７はシステム軸線をなすＣＴ CT holder 7 constituting the system axis
装置の回転軸線６を中心にして回転可能に支えられており、患者８を走査するために回転軸線６を中心にして回転数ｎで回転する。 And rotatably supported around the rotational axis 6 of the device, it is rotated at a rotational speed n about the axis of rotation 6 in order to scan the patient 8. その際に、発生器装置２２により作動させられるＸ線放射源１から出発するＸ線放射束１８ At that time, starting X-rays from the X-ray source 1 is operated by the generator device 22 radiant flux 18
が円形の横断面の測定フィールド２３を捕捉する。 There capturing measurement field 23 of circular cross-section. Ｘ線放射源１の焦点２４は回転軸線６上に位置している回転中心の周りに円形状に湾曲された焦点軌道２５上を運動する。 Focus 24 of the X-ray source 1 moves on focal track 25 which is curved in a circular shape around a center of rotation located on the axis of rotation 6.
【００１６】Ｘ線放射束１８は患者８を透過し、検出器ユニット２に到達したＸ線放射は回転中に多数の投影角度αにおいて検出され、検出器行３〜５の各々に対する個別検出器の出力データがそのつどの投影角度αに属する各投影にまとめられる。 [0016] X-ray beam 18 is transmitted through the patient 8, the detector unit X-ray radiation that has reached the 2 was detected in a number of projection angles α during rotation, the individual detector for each detector row 3-5 output data are summarized in the projection belonging to the projection angle α in each case. すなわち各々の投影には検出器行３〜５の数に相応する数の投影が属する。 That projection number of which corresponds to the number of detector rows 3-5 belonging to each of the projection.
【００１７】多数のデータ間隔を含んでいてよい再構成間隔の期間中に撮像され検出器ユニット２からコンピュータ３１に到達する投影を利用して、コンピュータ３１ [0017] captured during the numerous may reconstruction intervals include data interval is from the detector unit 2 uses a projection reaching the computer 31, the computer 31
が公知のアルゴリズムに基づいて検査すべき対象物の断層像を再構成する。 There reconstructing a tomographic image of an object to be examined on the basis of known algorithms. 検査すべき対象物の断層像を有意義に再構成し得るように、少なくとも１８０°＋β（ここでβは図１に示されファン角度とも呼ばれるＸ線放射束１８の開き角度である）に等しくなければならない再構成間隔に亘って延びている相次ぐ投影角度αでの投影の撮像が必要である。 As can be meaningfully reconstruct a tomographic image of an object to be examined, it is equal to at least 180 ° + β (where beta is the opening angle of the X-ray beam 18, also referred to as shown fan angle in Figure 1) is required imaging projection in successive projection angle α extending over shall reconfiguration interval.
【００１８】保持体７に付設されている駆動装置２６は前述のように保持体７を連続的に回転させるのに適している。 The drive unit 26 which is attached to the holding body 7 is suitable for continuously rotating the holder 7 as described above. さらに、図面には示されていないが、寝台２０、 Furthermore, although not shown in the drawings, a bed 20,
従って患者８と測定ユニット１、２を有する保持体７とを送り速度ｖで回転軸線６の方向に相対的に移動させることを可能にする別の駆動装置が設けられている。 Thus separate driving device that allows for relatively moving in the direction of the axis of rotation 6 at a velocity v sends a holder 7 having a measuring unit 1 and the patient 8 is provided.
【００１９】こうして、測定ユニット１、２を有する保持体７が連続的に回転し、同時に送り速度ｖで回転軸線６の方向に寝台２０および保持体７の相対的な移動が行われることによって、患者８の三次元範囲をらせん撮像の形態で走査することができる。 [0019] By thus holding body 7 having a measuring unit 2 is continuously rotated, relative movement of the bed 20 and the holding member 7 is made in the direction of the rotation axis 6 at the same time feeding speed v, the three-dimensional range of the patient 8 can be scanned in the form of a spiral imaging.
【００２０】心臓または心臓作用のリズムで動かされる心臓付近の患者８の身体範囲を検査するために、図１によるＣＴ装置はさらに公知の心電図計２７を有し、この心電図計は電極（そのうちの１つが参照符号２８を付されて図１に示されている）を介して患者８と接続可能であり、ＣＴ装置による検査と平行して患者８のＥＫＧ [0020] To examine the body region of the patient 8 in the vicinity of the heart to be moved in the rhythm of the heart or heart action has a CT apparatus known electrocardiographic meter 27 further according to FIG. 1, the electrocardiograph electrodes (of which one is connectable to a patient 8 through the reference numeral 28 attached is in shown in Figure 1), EKG patient 8 in parallel with the inspection by the CT apparatus
（心電図）信号を検出するのに使われる。 It is used to detect (ECG) signal. ＥＫＧ信号に相応する好ましくはディジタルのデータはコンピュータ３１に与えられている。 Preferably corresponds to EKG signal digital data are given to the computer 31.
【００２１】心電図計２７の電極は、可能なかぎりそれらが患者８の検査を阻害しないように患者８の身体に取付けられている。 The electrocardiographic meter 27 of the electrodes, they as possible is attached to the body of the patient 8 so as not to inhibit the examination of the patient 8.
【００２２】コンピュータ３１には、ＣＴ装置の操作を可能にするキーボード２９およびマウス３０が接続されている。 [0022] computer 31, keyboard 29 and mouse 30 to enable the operation of the CT device is connected.
【００２３】患者８の静止している身体部分を撮像するのであれば、投影の撮像に対して取るに足るほどの問題は生じない。 [0023] If the capturing a still to have the patient's body part 8, there is no more of a problem enough to take with respect to the imaging of the projection. それに対して、周期的に運動する対象物の投影の撮像は臨界的である。 In contrast, the imaging of a projection of the object to be periodically moving is critical. このような対象物の一例は図１に概要を示されている人間の心臓９である。 An example of such an object is a human heart 9 which is outlined in Figure 1.
【００２４】周知のように人間の心臓９はほぼ周期的運動を行う。 The known human as heart 9 performs almost periodic motions. この周期的運動は休止相または弛緩相と運動相または拍動相との交互の列から成っている。 The periodic movement is made of alternating rows of the moving phases or beating phase and rest phase or relaxation phase. 弛緩相は通常５００〜８００ｍｓの継続時間を有し、拍動相は２ Relaxation phase has a duration of typically 500～800Ms, Hakudosho 2
００〜２５０ｍｓの継続時間を有する。 It has a duration of 00~250ms.
【００２５】保持体７の回転数ｎは通常４５〜１２０ｒ [0025] The number of revolutions n of the holding body 7 is usually 45~120r
ｐｍである。 A pm. 回転数ｎと心臓９の弛緩相の継続時間との比較により、保持体７が心臓９の弛緩相において、１３ By comparing the duration of the relaxation phase of the rotational speed n and heart 9, the holding member 7 in the relaxation phase of the heart 9, 13
５°（４５ｒｐｍの場合５００ｍｓ）と５７６°（１２ 5 ° (the case of 45 rpm 500 ms) and 576 ° (12
０ｒｐｍの場合８００ｍｓ）との間の回転角γだけ回転することが容易に確かめられる。 It is readily ascertained by rotating by a rotation angle γ between the case 800 ms) of 0 rpm.
【００２６】回転数ｎが十分に高く選ばれるならば、保持体７は心臓サイクルのそれぞれ撮像すべき相の期間中（たとえば休止相の期間中）に必要な再構成間隔よりも大きい角度だけ回転する。 [0026] If the rotational speed n is chosen sufficiently high, the holding member 7 is rotated by an angle greater than the reconstruction interval required respectively for the duration of the phases to be imaged (e.g. during the resting phase) of the cardiac cycle to. 従って、心臓サイクルのそれぞれ撮像すべき相の期間中に心臓９の撮像される範囲の断層像を再構成するのに必要な投影を撮像することが可能である。 Therefore, it is possible to image the required projection to reconstruct a tomographic image of each range to be imaged of the heart 9 during the phase to be imaged cardiac cycles.
【００２７】再構成間隔全体に属する投影を単一の心臓サイクル中に撮像することが可能でないほど心拍数が高いときには、これは多くの相次ぐ心臓サイクルのそれぞれ撮像すべき相の期間中に行われる。 [0027] When the heart rate as a projection belonging to the entire reconstruction interval not can be captured in a single cardiac cycle is high, this is done during each phase to be imaged a number of successive cardiac cycles . 再構成間隔はその場合に相い異なる心臓サイクルに属する多数のデータ間隔から成っている。 Reconstruction interval consists of a number of data intervals that belong to different resultant cardiac cycle that case.
【００２８】既述のように、人間の心臓９の心電図１０ [0028] As described above, the electrocardiogram 10 of the human heart 9
が、それから人間の心臓９の休止相を決定し得るように、一緒に撮像される。 But then so can determine the resting phase of human heart 9 is imaged together.
【００２９】本発明による方法の場合、ＥＫＧ信号は、 [0029] In the case of the method according to the present invention, EKG signal,
Ｘ線放射源１（たとえばＸ線管）から出発するＸ線放射強度を台形状の経過の後に、その放射強度が心臓サイクルのそれぞれ撮像すべき相（たとえば心臓９の休止相） X-ray radiation source 1 (e.g. X-ray tube) X-ray radiation intensity starting from after the trapezoidal course, the radiation intensity phase should each imaging of cardiac cycles (e.g. resting phase of the heart 9)
の期間中にのみ目標値Ｉ 0に到達し、さもなければ顕著に、たとえばＩ 0 ／５に、下げられているように変調するために利用される。 It reaches the target value I 0 only during the otherwise significantly, for example, I 0/5, is used to modulate as lowered. これは発生器装置２２に接続されているコンピュータ３１によりＸ線放射源１の管電流の相応の変調によって行われる。 This is done by modulation of the corresponding tube current X-ray source 1 by a computer 31 connected to the generator device 22.
【００３０】このようにして患者８の放射負荷が減ぜられる。 The radiation load of this way, the patient 8 is subtracted. なぜならば、全強度のＸ線放射を与えられる時間間隔が、像再構成のために使用可能な投影が撮像される時間間隔（すなわち再構成間隔またはデータ間隔）に制限されているからである。 Because the time interval given X-ray radiation of the entire intensity, because the available projections for image reconstruction is limited to a time interval to be imaged (i.e. reconstruction interval or data interval).
【００３１】このことは、患者の参照符号ＥＫＧを付されているＥＫＧ信号のレベルＬとＸ線放射源１から出発するＸ線放射強度Ｉとが上下に並べてそれぞれ時間ｔを横軸にとって示されている図３から明らかである。 [0031] This is shown the level L and the X-ray starting from the source 1 X-ray radiation intensity I and each time Tile Horizontally t of EKG signals are assigned to the patient's reference numerals EKG abscissa and which it is evident from FIG. ＥＫ EK
Ｇ信号は患者の心臓の周期的運動を示し、その際に心臓サイクルの開始はそれぞれ尖り波ＲＲにより、またそのつどの心臓サイクルの継続時間はＲ−Ｒ間隔（すなわちそのつどの心臓サイクルを開始する尖り波Ｒと後続の心臓サイクルを開始する尖り波Ｒとの間の間隔）により決定されている。 G signal indicates a periodic motion of the patient's heart, by the time each of the start of the cardiac cycle pointed to wave RR, also duration starts the RR interval (i.e. cardiac cycles in each case in the respective cardiac cycle to sharpened wave R that is determined by the distance) between the sharpness wave R to start subsequent cardiac cycle. 図示されている例の場合に撮像すべき心臓の休止相はそれぞれハッチングで示されている。 Heart resting phase to be imaged in the case of the example shown are respectively indicated by hatching.
【００３２】目標値Ｉ 0と下げられた値Ｉ 0 ／５との間を切換わるＸ線放射強度Ｉの経過から明らかなように、Ｘ As is apparent from the course of the switching switched X-ray radiation intensity I between the target value I 0 to the value I 0/5 which is lowered, X
線放射源１は、撮像すべき心臓サイクルの期間中（すなわち休止相の期間中）のみ目標値Ｉ 0が有効であるように変調される。 Line source 1, (during the or rest phase) during the cardiac cycle to be imaged only the target value I 0 is modulated to be effective.
【００３３】これは、Ｘ線放射強度Ｉがいわば予測的にそれぞれ生起後に遅れ時間Ｄ Iだけ継続時間Ｔ aの間は目標値Ｉ 0に高められることによって行われる。 [0033] This is, between the X-ray radiation intensity I is delayed so to speak after predictively occur each time D I only duration T a is carried out by being raised to a target value I 0.
【００３４】全回転または部分回転走査に対する投影が撮像される継続時間Ｔ aは全再構成間隔ＲＩであってよく、またはデータ間隔ＤＩのみであってよい。 The duration T a which projections are captured for all rotation or partial rotation scanning may be only full reconstruction interval may be RI, or data interval DI.
【００３５】遅れ時間Ｄ Iおよび継続時間Ｔ aは、コンピュータ３１によって、Ｒ−Ｒ間隔Ｔ The delay time D I and duration T a is the computer 31, R-R interval T RRの継続時間の平均値が予め選定可能な数の先行のＲ−Ｒ間隔から求められ、それから遅れ時間Ｄ Iおよび継続時間Ｔ aがこの平均値の予め選定可能なパーセントまたは一部分として決定されることにより求められる。 Mean value of the duration of RR is obtained from the RR interval previously selectable number of leading, then delay time D I and duration T a is determined in advance as selectable percentage or portion of the average value It is determined by. 代替的に遅れ時間Ｄ Iおよび継続時間Ｔ aは継続時間として、たとえばミリ秒で、予め選定されてもよい。 As an alternative to delay time D I and duration T a is duration, for example in milliseconds, it may be preselected.
【００３６】送り速度ｖはコンピュータ３１によって、 The feed rate v is by the computer 31,
予め選定可能な数の先行のＲ−Ｒ間隔からのＲ−Ｒ間隔Ｔ RRの継続時間の平均値を考慮に入れて、再構成時間間隔ＲＩまたはデータ間隔ＤＩの期間中に生起するシステム軸線６の方向の寝台２０の移動（すなわち測定ユニット１、２と患者８とのシステム軸線６の方向への互いに相対的な移動）が検出器幅Ｄ（図２参照）を越えないように設定される。 Previously put the average duration of the RR interval T RR from selectable RR interval number of leading into consideration, occurring during the reconstruction time interval RI or data interval DI system axis 6 movement (i.e. relative movement to each other in the direction of the system axis 6 of the measurement unit 2 and the patient 8) is set so as not to exceed the detector width D (see FIG. 2) in the direction of the bed 20 . 相次ぐ再構成時間間隔ＲＩまたはデータ間隔ＤＩによりカバーされる患者８の範囲がこうしてシステム軸線６の方向に重なり、または限界的な場合には間隙なしにぶつかり合う。 If successive range of patient 8 to be covered by the reconstruction interval RI or data interval DI overlap manner in the direction of the system axis 6, or marginal in clashing without gaps. こうしてシステム軸線の方向に走査される患者８のすべてのボリュウムは間隙なしに断層像によりカバー可能になる。 Thus all Boryuumu patients 8 to be scanned in the direction of the system axis is made possible covered by the tomographic image without gaps.
【００３７】図３に示されているように、心臓サイクルの特定の相（たとえば拡張期、すなわち休止相）において３Ｄ像を再構成するために、この相の投影のみが再構成のために利用される。 [0037] As shown in FIG. 3 use a particular phase of the cardiac cycle (e.g. diastole, or rest phase) in order to reconstruct a 3D image in, for only the projection of the phase reconstruction It is. 投影の選択は、最後の尖り波Ｒ Selection of the projection, the last of pointed wave R
に対して既知のＲ−Ｒ間隔長さＴ RRの固定的な一部分としてたとえばレトロスペクティブに求められる特定の時間間隔ＤＲをもって行われる。 Performed with a specific time interval DR obtained in example retrospective as fixed part of known RR interval length T RR respect.
【００３８】図３は例としてＸ線放射強度Ｉに対する台形状の変調曲線を示す。 [0038] Figure 3 shows the modulation curve of the trapezoidal shape for X-ray radiation intensity I as an example. 他の変調曲線（たとえば長方形または正弦波状）も可能である。 Other modulation curve (e.g. rectangular or sinusoidal) are also possible. その目標値Ｉ 0へのＸ X to its target value I 0
線放射強度ＩのＥＫＧに基づく変調は走査中に予測的に現在のＲ−Ｒ間隔長さＴ RRの推定のもとに最後の尖り波Ｒに対する特定の時間間隔をもって行われなければならない。 Modulation based on EKG line radiation intensity I must be carried out with a specific time interval for the pointed wave R based on the last estimation of the predictively current RR interval length T RR during scanning. 相応の遅れ時間Ｄ Iは所望の心臓相に相応に適応しなければならない。 Delay time D I corresponding must adapt accordingly to the desired cardiac phase. 尖り波Ｒの後に現在有効なＲ−Ｒ Effective after the current pointed wave R of R-R
間隔長さＴ RRはたとえば先行の心臓サイクルから近似的に決定される。 Interval length T RR is determined approximately for example from the previous cardiac cycle. 図３の例では１ｓｅｃのＲ−Ｒ間隔長さＴ RRと、Ｘ線放射強度Ｉが各々の心臓サイクルにおいて目標値Ｉ 0を有する継続時間Ｔ a ＝３５０ｍｓｅｃとに対して、約５０％の線量節減が生ずる。 And RR interval length T RR of 1sec in the example of FIG. 3, with respect to the duration T a = 350 msec for X-ray radiation intensity I has a target value I 0 in each heart cycle, about 50% of the dose savings occurs.
【００３９】Ｘ線放射強度Ｉの変調は実時間で投影の撮像中に必ず行われる。 The modulation of the X-ray radiation intensity I always performed during the imaging of the projection in real time. 時間的な遅れＤ Iの後にＸ線放射強度Ｉが目標値Ｉ 0に高められるが、この時間的な遅れＤ Iは通常そのつどの心臓サイクル（たとえば拡張期に対してＤ I ＝０．５Ｔ RR ）の予測的に推定されるＲ−Ｒ Although X-ray radiation intensity I after a time delay D I is increased to the target value I 0, D I = 0.5 T with respect to the time delay D I usually cardiac cycle in each case (e.g. diastolic predictively estimated RR of RR)
間隔長さＴ RRから決定される。 Interval is determined from the length T RR. 図４に示されているように心臓不整脈を有する患者では予測的に推定されるＲ− In patients with cardiac arrhythmia, as shown in FIG. 4 is estimated predictively R-
Ｒ間隔長さＴ RRと実際のＲ−Ｒ間隔長さＴ RRとは著しく異なっている。 It is significantly different from the actual RR interval length T RR and R interval length T RR. それにもかかわらずＥＫＧ制御される線量変調によりこうして惹起される像質の低下が回避される。 It decreases the image quality also be thus induced by the dose modulation is EKG controlled regardless is avoided.
【００４０】図４に示されているように、Ｘ線放射強度Ｉがその目標値Ｉ 0を有する時間間隔Ｔ aは必要とされる再構成間隔ＲＩまたはデータ間隔ＤＩの時間的な広がりよりも大きい。 [0040] As shown in FIG. 4, than the time spread of reconstruction interval RI or data intervals DI of X-ray radiation intensity I its target value time interval T a with I 0 is required large. 相不安定性は、その場合再構成間隔ＲＩ Phase instability, in which case reconstruction interval RI
またはデータ間隔ＤＩの時間的な位置のレトロスペクティブな適応により、実際のＲ−Ｒ間隔長さＴ RRから求められた遅れＤ Rを使用して回避される。 Or retrospective adaptive temporal position of the data interval DI, is avoided by using the delay D R obtained from the actual RR interval length T RR. レトロスペクティブに配置された再構成間隔ＲＩまたはデータ間隔ＤＩ Reconstruction interval RI or data intervals DI disposed retrospectively
は、図４に示されているように、目標値Ｉ 0の下側に位置するＸ線放射強度により撮像された投影をも使用し得る。 , As shown in FIG. 4, it may also be used a projection captured by the X-ray radiation intensity on the lower side of the target value I 0.
【００４１】その場合に生ずる像のなかの不均一なノイズ印象は心臓サイクルの不安定な相において再構成により惹起されるアーティファクトと比較考量されねばならない。 [0041] As a non-uniform noise impression among the case resulting image must be artifacts and weighed against elicited by reconstituted in unstable phases of the cardiac cycle. 像鮮鋭度が少しの損失している際、不均一な像ノイズはたとえば式（１ａ）〜１（ｃ）によるＩ＜Ｉ 0における投影ｐ（ｋ）の適応フィルタリングにより回避され得る。 When the image sharpness is a little loss, nonuniform image noise, for example may be avoided by adaptive filtering of the formula (1a) to 1 projections in I <I 0 by (c) p (k). ｐ af （ｋ）＝Ａｐ f （ｋ）＋（１−Ａ）ｐ（ｋ） （１ａ） ここで ｐ f （ｋ）＝ｐ（ｋ）・ｔｐ（ｋ） （１ｂ） また Ａ＝１−Ｆ（Ｉ／Ｉ０ ） （１ｃ） p af (k) = Ap f (k) + (1-A) p (k) (1a) where p f (k) = p ( k) · tp (k) (1b) The A = 1-F (I / I0) (1c)
【００４２】米国特許第 4 707 786号明細書に記載されているように、適応フィルタされた投影ｐ af （ｋ）はたとえばフィルタされた投影ｐ f （ｋ）による原投影ｐ [0042] U.S. Pat., As described in the fourth 707 786 Pat, adaptive filter projection p af (k), for example the original projection p by the filter projection p f (k)
（ｋ）の“ミキシング”により計算される。 (K) is calculated by "mixing" the. ｐ f （ｋ） p f (k)
はその際に位置領域のなかの低域通過ｔｐ（ｋ）のインパルス応答によるｐ（ｋ）のフィルタリングの結果として生ずる。 Resulting from the filtering of the p (k) by the impulse response of the low pass tp (k) of among the location area at that time. “ミキシング比”Ａは関数Ｆ（．）を介して管電流Ｉと目標値Ｉ 0との比に関係する。 "Mixing ratio" A is related to the ratio of the function F (.) The tube current I and the target value I 0 through. Ｉ＝Ｉ 0に対してはたとえばＦ（Ｉ／Ｉ 0 ）＝１およびＡ＝０が成り立つ。 I = e.g. F (I / I 0) for I 0 = 1 and A = 0 holds. しかし他の形式の適応フィルタリングも可能である。 However adaptive filtering of other forms are also possible.
【００４３】予測的にトリガされた投影取得を有するらせん撮像に対しても、Ｘ線放射強度がその目標値Ｉ 0を有する継続時間を、トリガパルスの後に、必要とされる再構成間隔ＲＩまたはデータ間隔ＤＩの時間的広がりよりも大きく選ぶ技術が応用される。 [0043] Also with respect to the spiral imaging with predictively projection acquisition triggered, the duration of X-ray radiation intensity has its target value I 0, after the trigger pulse, reconstruction interval RI or required large pick technology than the time spread of the data interval DI is applied. ここでも図４と類似してレトロスペクティブに心臓サイクルにおける再構成間隔ＲＩまたはデータ間隔ＤＩの時間的な位置が適応される。 Again temporal position of the reconstruction interval RI or data intervals DI in retrospective cardiac cycle similar to FIG. 4 is adapted. しかし取得窓の外側では投影はもはや使用されない。 However, in the outside of the acquisition window projection is no longer used.
【００４４】ＥＫＧ信号の代わりに、心臓サイクルのそれぞれ存在している相に関する情報（たとえば心臓壁運動または聴診的な心拍解析）を与える他の生理的なパラメータまたは信号も使用され得る。 [0044] Instead of EKG signals, may other physiological parameters or signals to give information about each existing set of phases (e.g., heart wall motion or auscultation heart beats analysis) of the cardiac cycle is also used.
【００４５】以上では本発明は心臓の検査の例について説明された。 [0045] In the above invention has been described an example of a cardiac examination. しかし他の周期的に運動する身体範囲も本発明による方法により検査され得る。 But body region to other periodically moving also can be tested by the process according to the invention.
【００４６】本発明の以上の説明と関連して第３世代のＣＴ装置（すなわちＸ線放射源および検出器ユニットが像発生中に共通にシステム軸線の周りを移動されるＣＴ [0046] CT third generation CT systems (i.e. X-ray radiation source and the detector unit in connection with the above description of the present invention is moved around the system axis in common in the image generation
装置）が使用される。 Device) is used. しかし本発明は第４世代のＣＴ装置（すなわちＸ線放射源のみがシステム軸線の周りを移動され、また固定の検出器リングと共同作用するＣＴ装置）と関連しても、その検出器リングが多くの検出器行を有するかぎり、使用され得る。 However, the present invention is a fourth generation CT apparatus (only i.e. X-ray radiation source is moved around the system axis and detector rings fixed CT apparatus for co-action) be associated with, its detector ring As long as having a lot of detector rows may be used.
【００４７】本発明はコンピュータトモグラフィのほかに、透過放射により動作する他の撮像方法においても使用され得る。 [0047] The present invention in addition to the computed tomography, can also be used in other imaging method of operating the transmitted radiation.
【００４８】以上では本発明は医学応用の例について説明された。 [0048] In the above invention has been described an example of medical applications. しかし本発明は医学以外でも応用され得る。 However, the present invention can be applied other than medicine.
【図１】本発明による方法を実行するのに使われるＣＴ CT used for performing the method according to the invention; FIG
装置の概要図。 Summary view of the device.
【図２】図１によるＣＴ装置の検出器ユニットの概要図。 [2] Outline diagram of the detector unit of the CT device according to FIG 1.
【図３】本発明による方法の作用について説明するための図。 Diagram for explaining the operation of the method according to the present invention; FIG.
【図４】本発明による方法の作用について説明するための図。 Diagram for explaining the operation of the method according to the invention; FIG.
１ Ｘ線放射源 ２ 検出器ユニット ３、４ 検出器行 ５ 検出器行 ６ 回転軸線 ７ リング状の保持体 ８ 患者 ９ 心臓 １８ Ｘ線放射束 １９ モニター ２０ 寝台 ２１ 測定開口 ２２ 発生器装置 ２３ 測定フィールド ２４ 焦点 ２５ 焦点軌道 ２６ 駆動装置 ２７ 心電図計 ２８ 電極 ２９ キーボード ３０ マウス ３１ コンピュータ Ｄ 検出器幅 ＥＤ 個別検出器 α 投影角度 β ファン角度 γ 回転角度 ｖ 送り速度 1 X-ray source 2 detector unit 3,4 detector row 5 detector row 6 axis of rotation 7 ring-shaped holding member 8 patients 9 heart 18 X-ray beam 19 monitor 20 bed 21 measurement aperture 22 generator device 23 measuring field 24 focus 25 focal track 26 drives 27 electrocardiographic meter 28 electrode 29 keyboard 30 mouse 31 the computer D detector width ED individual detector α projection angle β fan angle γ rotation angle v feed rate
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 トーマス フロール ドイツ連邦共和国 91486 ユールフェル ト ボニファティウスシュトラーセ ６ (72)発明者 ベルント オーネゾルゲ ドイツ連邦共和国 91054 エルランゲン ユングシュトラーセ 12 ────────────────────────────────────────────────── ─── of the front page continued (72) inventor Thomas Flor Federal Republic of Germany 91,486 Yuruferu door Boni file Innocent Strasse 6 (72) inventor Bernd Ohnesorge Federal Republic of Germany 91054 Erlangen Jung Strasse 12
【請求項１】 検査対象物を透過する放射を発生する放射源と、放射源から出発する放射に対する検出器システムとを備えた診断装置を用いて検査対象物の周期的運動を行う身体範囲を検査するために、コンピュータを用いて、検出された放射に相応する検出器システムの出力データから少なくとも周期的運動を行う身体範囲像を求める方法において、放射源から出発する放射の放射強度が、運動と少なくともほぼ同期して、目標値とこの目標値に比べて下げられた値との間で、目標値が診断装置により撮像すべき周期的運動の相の期間中に存在するように、変調され、像を求めるために少なくともほぼ、放射の目標値の存在中に検出器システムから発せられたデータのみが利用されることを特徴とする周期的運動を行う身体範囲の検査方法。 And 1. A radiation source for generating a radiation transmitted through the inspected object, the body region for performing cyclic motions of the inspection object using a diagnostic device that includes a detector system for starting the radiation from a radiation source to test, using a computer, a method of obtaining a body region image for performing at least periodic motion from the output data of the detector system corresponding to the detected radiation, the radiation intensity starting the radiation from the radiation source, movement When at least approximately in synchronism, between the target value and the value is lowered as compared with the target value, so that the target value is present in the period of the periodic motion of the phase to be imaged by the diagnostic device, is modulated , at least approximately, the inspection method of the body range for cyclic motion, characterized in that only the data emitted from the detector system during the presence of the target value of radiation is utilized to determine the image.
【請求項２】 変調が周期的運動に相応する信号に関係して行われることを特徴とする請求項１記載の方法。 2. A method according to claim 1, wherein the modulation is performed in relation to signals corresponding to cyclic motion.
【請求項３】 下げられた値から目標値への放射強度の変調がそれぞれ第１の遅れ時間だけ信号の周期の開始後に、目標値から下げられた値への放射強度の変調がそれぞれ第２の遅れ時間だけ信号の周期の開始後に行われ、 3. After the start of each modulation of the radiation intensity from the lowered value to the target value is the period of the first delay time only the signal, modulates the respective second radiation intensity to the lowered value from the target value made after the start of the period of the delay time only signals,
第１の遅れ時間が第２の遅れ時間よりも短いことを特徴とする請求項２記載の方法。 The method of claim 2, wherein the first delay time is being shorter than the second delay time.
【請求項４】 信号の周期の平均的な継続時間が求められ、下げられた値から目標値への放射強度の変調がそれぞれ信号の周期の第１の部分だけ信号の周期の開始後に、目標値から下げられた値への放射強度の変調がそれぞれ信号の周期の第２の部分だけ信号の周期の開始後に行われ、第１の部分が第２の部分よりも小さいことを特徴とする請求項２記載の方法。 Wherein the average duration of the period of the signal is determined, after the start of the period of the signal only the first portion of the period of the modulation, each signal of the radiation intensity from the lowered value to the target value, the target modulation of the radiation intensity to the lowered value from the value is performed after the start of the period of the signal only the second portion of the period of each signal, wherein the first portion being less than the second portion the method of claim 2 wherein.
【請求項５】 放射強度が周期の期間中にその目標値を有する継続時間が、像を求めるために必要な測定データを取得するために必要なデータ間隔の継続時間よりも大きいことを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の方法。 5. The duration with the target value for the duration of radiation intensity cycle, and being larger than the duration of the data interval required to obtain the measurement data necessary for obtaining the image the method according to one of claims 1 to 4.
【請求項６】 測定データが取得間隔の期間中に取入れられ、その取得間隔の継続期間が像を求めるのに必要な測定データを取得するのに必要なデータ間隔の継続時間よりも大きいことを特徴とする請求項１ないし５の１つに記載の方法。 6. Measurement data is taken during the acquisition interval, is larger than the duration of the data interval required to obtain the measurement data necessary for the duration of the acquisition interval is determined image the method according to one of claims 1 to 5, characterized.
【請求項７】 信号の時間的経過および測定データが記憶され、像を求めるのに利用される測定データが、信号を考慮に入れて、それらが撮像すべき相の期間中に取得されたように選ばれることを特徴とする請求項２乃至６ 7. A time course and measuring data of the signal is stored, so that the measurement data used to determine the image is put signals into account, they are acquired during the phase to be imaged claims 2 to 6 chosen be characterized in
の１つに記載の方法。 The method according to one of the.
【請求項８】 取得される測定データが像を求めるために利用される場合に備えて、測定データがノイズ低減のための適応フィルタリングを受けることを特徴とする請求項１乃至７の１つに記載の方法。 8. in case the measurement data obtained are used to determine the image, the measurement data is one of claims 1 to 7, wherein the receiving the adaptive filtering for noise reduction the method described.
【請求項９】 検査を実行するために、放射源としてシステム軸線を中心にして検査対象物の周りを移動可能なＸ線放射源と、放射源から出発するＸ線放射に対する検出器システムとを有するＣＴ装置が使用されることを特徴とする請求項１乃至８の１つに記載の方法。 9. To perform the test, and X-ray radiation source movable around the test object around the system axis as the radiation source and a detector system for starting X-ray radiation from a radiation source the method according to one of claims 1 to 8, characterized in that CT apparatus is used that has.
【請求項１０】 検出器システムが、システム軸線の方向に検出器幅だけ互いに隔てられている少なくとも１つの最初の検出器行および最後の検出器行を有することを特徴とする請求項９記載の方法。 10. A detector system, the system axis at least one are separated from each other by the detector width in the direction of the first detector row and the last detector of claim 9, characterized in that it comprises a row Method.
【請求項１１】 Ｘ線放射源が連続的にシステム軸線を中心にして回転し、Ｘ線放射源の回転中に検査対象物とＸ線放射源および検出器システムとがシステム軸線の方向へ相対的に位置変更されることを特徴とする請求項９ 11. Relative X-ray source rotates around the continuous system axis, the inspection object and the X-ray radiation source and the detector system during rotation of the X-ray radiation source in the direction of the system axis claim 9, characterized in that it is to reposition
【請求項１２】 検査対象物とＸ線放射源および検出器システムとが、システム軸線の方向へ、データ間隔の期間中に生ずる位置変更が検出器幅を超過しないような送り速度で、相対的に位置変更されることを特徴とする請求項１０又は１１記載の方法。 12. A test object and the X-ray radiation source and the detector system, the direction of the system axis, at a feed rate such that the position change occurring during the data interval does not exceed the detector width relative claim 10 or 11 method wherein a is repositioned.
【請求項１３】 周期的運動を行う身体範囲が検査対象物の肺臓を含んでいることを特徴とする請求項１乃至１ 13. Body range for cyclic motion is characterized in that it comprises a lung of the test object according to claim 1 to 1
２の１つに記載の方法。 The method according to one of 2.
【請求項１４】 周期的運動を行う身体範囲が検査対象物の心臓を含んでいることを特徴とする請求項１乃至１ 14. Body range for cyclic motion is characterized in that it comprises the heart of the test object according to claim 1 to 1
３の１つに記載の方法。 Process according to one of the three.
【請求項１５】 周期的運動に相応する信号が検査対象物のＥＫＧ（心電図）信号であることを特徴とする請求項１４記載の方法。 15. The method of claim 14, wherein the signal corresponding to the periodic motion is EKG (electrocardiogram) signal of the test object.
JP2000357575A 1999-11-28 2000-11-24 Method for inspecting body scope of periodic movement Withdrawn JP2001190547A (en)
DE19957083.3 1999-11-28
DE1999157083 DE19957083B4 (en) 1999-11-28 1999-11-28 A method for examining a periodic motion exporting body portion
JP2001190547A true JP2001190547A (en) 2001-07-17
ID=7930515
JP2000357575A Withdrawn JP2001190547A (en) 1999-11-28 2000-11-24 Method for inspecting body scope of periodic movement
US (1) US6560309B1 (en)
JP (1) JP2001190547A (en)
DE (1) DE19957083B4 (en)
JP2003250795A (en) * 2002-02-13 2003-09-09 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ct imaging method and ct imaging device by voltage modulation
JP2006288537A (en) * 2005-04-07 2006-10-26 Toshiba Corp Medical image diagnostic apparatus and method for controlling medical image diagnostic apparatus
JP2007117719A (en) * 2005-09-07 2007-05-17 Toshiba Corp X-ray computed tomography apparatus
JP2007135668A (en) * 2005-11-15 2007-06-07 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc X-ray ct apparatus
JP2007289699A (en) * 2006-04-20 2007-11-08 Gham Hur Method and apparatus for optimizing exposure dose in ct angiography of coronary artery using standard deviation of ct value
JP2011000158A (en) * 2009-06-16 2011-01-06 Toshiba Corp X-ray ct apparatus
JP2012035126A (en) * 2005-09-07 2012-02-23 Toshiba Corp X-ray computed tomography apparatus
JPWO2013047439A1 (en) * 2011-09-27 2015-03-26 株式会社日立メディコ X-ray ct apparatus and image correction method
DE10160205A1 (en) * 2001-12-07 2003-06-18 Philips Intellectual Property Method for reconstruction of a 3D image set of a rhythmically moving object, especially relating to computer tomography of the heart, whereby image recording is carefully correlated with the beating of the heart
DE10308641A1 (en) 2003-02-27 2004-09-16 Siemens Ag A method for processing available time / phase-dependent primary data sets of a computer tomograph of a moving object to a three-dimensional image series
EP1814461A2 (en) 2004-11-15 2007-08-08 Philips Intellectual Property &amp; Standards GmbH Ct method for the examination of a cyclically moving object
JP2008525081A (en) * 2004-12-22 2008-07-17 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Method and apparatus for computed tomography cardiac
JP2007175258A (en) * 2005-12-28 2007-07-12 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Tomographic x-ray equipment and x-ray tomographic method
JP5248031B2 (en) * 2007-04-23 2013-07-31 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 X-ray ct apparatus
JP5562533B2 (en) * 2007-08-29 2014-07-30 株式会社東芝 X-ray computed tomography apparatus and tomographic imaging method
DE102007050889B4 (en) 2007-10-24 2010-09-09 Siemens Ag Method and imaging apparatus for producing tomographic images for different movement phases of a periodically moving organ of a patient
CN104644203B (en) * 2014-09-02 2018-01-23 沈阳东软医疗系统有限公司 Scan method and a dose-modulation means
US6295331B1 (en) * 1999-07-12 2001-09-25 General Electric Company Methods and apparatus for noise compensation in imaging systems
1999-11-28 DE DE1999157083 patent/DE19957083B4/en not_active Expired - Fee Related
2000-11-24 JP JP2000357575A patent/JP2001190547A/en not_active Withdrawn
2000-11-28 US US09/724,055 patent/US6560309B1/en active Active
JP4512319B2 (en) * 2002-02-13 2010-07-28 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 ct imaging method and apparatus according to the voltage modulation
JP2012061325A (en) * 2005-09-07 2012-03-29 Toshiba Corp X-ray computed tomography apparatus
JP4512609B2 (en) * 2006-04-20 2010-07-28 鑑 許 Apparatus for optimizing the radiation dose at ct angiography of coronary artery with a standard deviation of Ct value
DE19957083B4 (en) 2004-11-18
US6560309B1 (en) 2003-05-06
DE19957083A1 (en) 2001-06-21
JP2529949B2 (en) 1996-09-04 Synchronous image reconstructor
JP5215533B2 (en) 2013-06-19 ct imaging method and system using a reconstruction based on the distributed x-ray source and interpolation
JP5726051B2 (en) 2015-05-27 X-ray computer tomography apparatus
JP4773596B2 (en) 2011-09-14 Method for forming an image of the object and the imaging system