JPH0642884B2 - 局所脳血流測定機能を備えるｃｔ装置 - Google Patents
局所脳血流測定機能を備えるｃｔ装置Info
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- JPH0642884B2 JPH0642884B2 JP61040044A JP4004486A JPH0642884B2 JP H0642884 B2 JPH0642884 B2 JP H0642884B2 JP 61040044 A JP61040044 A JP 61040044A JP 4004486 A JP4004486 A JP 4004486A JP H0642884 B2 JPH0642884 B2 JP H0642884B2
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/08—Measuring devices for evaluating the respiratory organs
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Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の目的〕 （産業上の利用分野） 本発明は診断のための医療機器の分野に属し、さらに詳
しくはトレーサ（例えばキセノンあるいはクリプトンガ
ス）吸入法による局所脳血流（γ−ＣＢＦ）測定機能を
備えるＣＴ装置に関する。
しくはトレーサ（例えばキセノンあるいはクリプトンガ
ス）吸入法による局所脳血流（γ−ＣＢＦ）測定機能を
備えるＣＴ装置に関する。
（従来の技術） 従来より局所脳血流量を測定する装置には、Single Pho
ton EmissionCT (SPECT),Positron EmissionＣＴ（ＰＥ
Ｔ）があり、これらによってもγ−ＣＢＦを測定できる
が、局所脳血流量を断層像（ファンクショナルイメー
ジ）として得た際の空間分解能、定量性及びコストパフ
ォーマンスの点で優れた上記トレーサ吸入法による局所
脳血流測定機能を備えるＣＴ装置が近年注目されてい
る。
ton EmissionCT (SPECT),Positron EmissionＣＴ（ＰＥ
Ｔ）があり、これらによってもγ−ＣＢＦを測定できる
が、局所脳血流量を断層像（ファンクショナルイメー
ジ）として得た際の空間分解能、定量性及びコストパフ
ォーマンスの点で優れた上記トレーサ吸入法による局所
脳血流測定機能を備えるＣＴ装置が近年注目されてい
る。
トレーサ吸入法は、Ｘｅ（キセノン）等の非拡散性ガス
をトレーサとして肺より吸入させながら、平行して動脈
血中のトレーサ濃度（呼気ガス中のトレーサ濃度から求
められる）と、脳組織中のトレーサ濃度の経時変化（時
間−濃度曲線）をＸ線ＣＴのダイナミックスキャンによ
り測定する。そして、それらのデータ基にKety-Schmidt
の式に基づいて血液脳組織間分配係数λ、脳血流量ｆを
断層面内の各マトリクスについて求め、これをファンク
ショナルイメージとして表示するものである。
をトレーサとして肺より吸入させながら、平行して動脈
血中のトレーサ濃度（呼気ガス中のトレーサ濃度から求
められる）と、脳組織中のトレーサ濃度の経時変化（時
間−濃度曲線）をＸ線ＣＴのダイナミックスキャンによ
り測定する。そして、それらのデータ基にKety-Schmidt
の式に基づいて血液脳組織間分配係数λ、脳血流量ｆを
断層面内の各マトリクスについて求め、これをファンク
ショナルイメージとして表示するものである。
ところで、動脈血中トレーサ濃度Ｃａ(t)は、肺胞気が
肺胞から流出する動脈血とガス分圧について平衡状態に
あるという原理（ヘンリーの法則）から、肺胞気を反映
する終末呼気中のトレーサ濃度Ｃｅ(t)を求めるのが通
例である。
肺胞から流出する動脈血とガス分圧について平衡状態に
あるという原理（ヘンリーの法則）から、肺胞気を反映
する終末呼気中のトレーサ濃度Ｃｅ(t)を求めるのが通
例である。
第５図は終末呼気中のトレーサ濃度を測定するための主
要部の構成を模式的に示す断面図である。同図におい
て、被検者の口に装着されるマスク１５に連通してそれ
ぞれ吸気チューブ１６，呼気チューブ１９が設けられ、
両チューブ１６，１９における前記マスク１５との連通
口付近には逆流防止用の一方向性逆止弁３２，３３が設
けられている。尚、図示Ｌはマスク１５と被検者の口と
の境界線を示し、マスク１５は肺胞３１に連通されてい
る。
要部の構成を模式的に示す断面図である。同図におい
て、被検者の口に装着されるマスク１５に連通してそれ
ぞれ吸気チューブ１６，呼気チューブ１９が設けられ、
両チューブ１６，１９における前記マスク１５との連通
口付近には逆流防止用の一方向性逆止弁３２，３３が設
けられている。尚、図示Ｌはマスク１５と被検者の口と
の境界線を示し、マスク１５は肺胞３１に連通されてい
る。
ここで、肺胞３１中の終末呼気中トレーサ濃度が現われ
る点をＡ、呼気チューブ１６中のトレーサ濃度が現われ
る点をＣ、呼気チューブ１９中であって、Ｘ線ＣＴ装置
によってスキャンされるスキャン面Ｓ内の点をＤとす
る。尚、図示Ｂは死腔を示している。
る点をＡ、呼気チューブ１６中のトレーサ濃度が現われ
る点をＣ、呼気チューブ１９中であって、Ｘ線ＣＴ装置
によってスキャンされるスキャン面Ｓ内の点をＤとす
る。尚、図示Ｂは死腔を示している。
上記の各点Ａ，Ｃ，Ｄでのトレーサ濃度の経時的変化を
第６図に示す。同図において、Ｄ点のトレーサ濃度がＡ
点の濃度（即ち終末呼気中のトレーサ濃度）を反映して
いなければならないが、Ｄ点の濃度の経時的変化は、実
際の終末呼気中のトレーサ濃度（Ａ点の濃度）よりも立
ち上がり、立ち下がり共に速く測定されてしまうことが
分る。この理由としては、気管、鼻腔、マスク内の死腔
Ｂ部分の呼気が、呼出時に呼気チューブ１９内に排出さ
れてしまうからである。即ち、呼気がトレーサのときは
（トレーサ吸入時）死腔内のトレーサが呼気チューブ１
９に排出されてしまうため、第６図に示すようにＤ点の
トレーサ濃度変化の立ち上りが速まり、一方、呼気が空
気又は純酸素の場合には（トレーサ吸入終了以降）、死
腔内の空気等が呼気チューブ１９に排出されてしまうた
め、第６図に示すようにＤ点のトレーサ濃度変化の立ち
下りが速まってしまう。さらに、Ｘ線ＣＴスキャンは通
常４〜９sec要するため、呼気チューブ内のスキャン面
Ｓをスキャンするに際して２〜３呼吸分の時間平均とし
て測定されるため、上記のような問題が生じていた。
第６図に示す。同図において、Ｄ点のトレーサ濃度がＡ
点の濃度（即ち終末呼気中のトレーサ濃度）を反映して
いなければならないが、Ｄ点の濃度の経時的変化は、実
際の終末呼気中のトレーサ濃度（Ａ点の濃度）よりも立
ち上がり、立ち下がり共に速く測定されてしまうことが
分る。この理由としては、気管、鼻腔、マスク内の死腔
Ｂ部分の呼気が、呼出時に呼気チューブ１９内に排出さ
れてしまうからである。即ち、呼気がトレーサのときは
（トレーサ吸入時）死腔内のトレーサが呼気チューブ１
９に排出されてしまうため、第６図に示すようにＤ点の
トレーサ濃度変化の立ち上りが速まり、一方、呼気が空
気又は純酸素の場合には（トレーサ吸入終了以降）、死
腔内の空気等が呼気チューブ１９に排出されてしまうた
め、第６図に示すようにＤ点のトレーサ濃度変化の立ち
下りが速まってしまう。さらに、Ｘ線ＣＴスキャンは通
常４〜９sec要するため、呼気チューブ内のスキャン面
Ｓをスキャンするに際して２〜３呼吸分の時間平均とし
て測定されるため、上記のような問題が生じていた。
（発明が解決しようとする問題点） 上述のように、従来装置にあっては呼気チューブのスキ
ャンによって測定されるトレーサ濃度が、実際の終末呼
気中トレーサ濃度よりも経時的変化の立ち上り、立ち下
り速く測定されてしまい、正確な脳血流の測定ができな
かった。
ャンによって測定されるトレーサ濃度が、実際の終末呼
気中トレーサ濃度よりも経時的変化の立ち上り、立ち下
り速く測定されてしまい、正確な脳血流の測定ができな
かった。
本発明は上記事情に鑑みて成されたもので、終末呼気中
のトレーサによる時間−濃度曲線のＣｅ(t)を正確に求
め、もって精度の高い脳血流を測定することのできる局
所脳血流測定機能を備えるＣＴ装置の提供を目的とす
る。
のトレーサによる時間−濃度曲線のＣｅ(t)を正確に求
め、もって精度の高い脳血流を測定することのできる局
所脳血流測定機能を備えるＣＴ装置の提供を目的とす
る。
（問題点を解決するための手段） 本発明は、被検体に一旦呼吸された後排出されるトレー
サ含有の呼気を通じると共に、被検体のスライス面に交
差して断層撮影領域内に配置された呼気チューブを有
し、断層撮影により得られるデータを基に被検体の局所
脳血流を測定することが可能な局所脳血流測定機能を備
えるＣＴ装置において、前記呼気チューブは少なくとも
前記断層撮影領域内に配置されて終末呼気のみを通ずる
第１の呼気チューブと、終末呼気以外の呼気を通ずる第
２の呼気チューブとで構成され、かつ、呼吸の位相に基
づき前記第１又は第２の呼気チューブに選択的に呼気を
導く選択手段を設けたことを特徴とするものである。
サ含有の呼気を通じると共に、被検体のスライス面に交
差して断層撮影領域内に配置された呼気チューブを有
し、断層撮影により得られるデータを基に被検体の局所
脳血流を測定することが可能な局所脳血流測定機能を備
えるＣＴ装置において、前記呼気チューブは少なくとも
前記断層撮影領域内に配置されて終末呼気のみを通ずる
第１の呼気チューブと、終末呼気以外の呼気を通ずる第
２の呼気チューブとで構成され、かつ、呼吸の位相に基
づき前記第１又は第２の呼気チューブに選択的に呼気を
導く選択手段を設けたことを特徴とするものである。
（作用） 呼吸の位相に基づく選択手段の制御によって、終末呼気
のみを第１の呼気チューブに導き、動脈血中トレーサ濃
度の測定に不要な他の呼気を第２の呼気チューブに導い
ているため、スキャン対象を第１の呼気チューブ内の終
末呼気のみとすることで、終末呼気中のトレーサ濃度に
よる時間−濃度曲線を正確に求めることができる。即
ち、１スキャン時間中に２〜３呼吸周期が含まれていて
も、終末呼気のみを選択的に導びいてスキャンの対象と
しているため、死腔内のトレーサ、酸素等がスキャンの
対象から除外され、前記曲線の立ち上り、立ち下りが速
く測定されるという従来欠点を解消できる。
のみを第１の呼気チューブに導き、動脈血中トレーサ濃
度の測定に不要な他の呼気を第２の呼気チューブに導い
ているため、スキャン対象を第１の呼気チューブ内の終
末呼気のみとすることで、終末呼気中のトレーサ濃度に
よる時間−濃度曲線を正確に求めることができる。即
ち、１スキャン時間中に２〜３呼吸周期が含まれていて
も、終末呼気のみを選択的に導びいてスキャンの対象と
しているため、死腔内のトレーサ、酸素等がスキャンの
対象から除外され、前記曲線の立ち上り、立ち下りが速
く測定されるという従来欠点を解消できる。
（実施例） 以下、本発明の一実施例を図面を参照して説明する。
第１図は終末呼気中のトレーサ濃度を測定するための主
要部の構成を模式的に示す断面図であり、第２図は本実
施例装置の全体構成を示すブロック図である。
要部の構成を模式的に示す断面図であり、第２図は本実
施例装置の全体構成を示すブロック図である。
先ず、第２図を参照して実施例装置の全体構成を説明す
る。
る。
この実施例装置はＸ線ＣＴ装置部及びトレーサ吸入装置
部並びにデータ収集制御部とを有する。
部並びにデータ収集制御部とを有する。
前記Ｘ線ＣＴ装置部は、寝台天板１に横臥する被検体２
の頭部を挿入可能な撮影孔３を有すると共に被検体１の
頭部の周囲を回動する図示しないＸ線管よりのＸ線曝射
によってスライス面４について断層撮影をするガントリ
５と、例えばガントリ５内のＸ線管に印加される高電圧
を制御することによりＸ線曝射を指令する曝射指令装置
５ａと、前記ガントリ５内の図示しない検出器より出力
されるデータを収集して多数のプロジェクションデータ
にまとめるデータ収集装置６と、データ収集装置６より
出力されるプロジェクションデータを基にしてスライス
面４の断層像を再構成する画像再構成装置７と、画像再
構成装置７より出力される時系列順の複数の断層像につ
いての画像データに基づき、Ｃａ(t)とＣｉ(t)とを解析
する画像解析装置８（後に詳述する）と、前記画像再構
成装置７により構成された断層像および／または画像解
析装置８により解析されたλｉ，ｋｉ，ｆｉの数値デー
タ、ファンクショナルイメージを表示する画像表示装置
９とを有して構成される。
の頭部を挿入可能な撮影孔３を有すると共に被検体１の
頭部の周囲を回動する図示しないＸ線管よりのＸ線曝射
によってスライス面４について断層撮影をするガントリ
５と、例えばガントリ５内のＸ線管に印加される高電圧
を制御することによりＸ線曝射を指令する曝射指令装置
５ａと、前記ガントリ５内の図示しない検出器より出力
されるデータを収集して多数のプロジェクションデータ
にまとめるデータ収集装置６と、データ収集装置６より
出力されるプロジェクションデータを基にしてスライス
面４の断層像を再構成する画像再構成装置７と、画像再
構成装置７より出力される時系列順の複数の断層像につ
いての画像データに基づき、Ｃａ(t)とＣｉ(t)とを解析
する画像解析装置８（後に詳述する）と、前記画像再構
成装置７により構成された断層像および／または画像解
析装置８により解析されたλｉ，ｋｉ，ｆｉの数値デー
タ、ファンクショナルイメージを表示する画像表示装置
９とを有して構成される。
前記トレーサ吸入装置部は、トレーサの再利用を図るた
めに全体として閉鎖系になっており、トレーサボンベ１
０より供給されるトレーサと酸素ボンベ１１より供給さ
れる酸素とを混合する混合ガスタンク１２と、前記混合
ガスタンク１２内の酸素濃度をモニタすると共に、前記
混合ガスタンク１２内の酸素濃度を一定に維持するため
に酸素供給量を調節する調節バルブ１３を自動制御する
酸素濃度監視装置１４と、被検体２の鼻口を覆うマスク
１５と、前記マスク１５内に混合ガスを供給すると共に
被検体２の呼気の混入を防止するための一方向性逆止弁
を前記マスク１５の近傍に備えて、前記混合ガスタンク
１２と前記マスク１５との間に接続される吸気チューブ
１６と、混合ガスと酸素との切り換えを行う切り換えバ
ルブ16aを駆動するバルブ駆動装置１２ｂと、前記マス
ク１５に取り付けられると共に吸気チューブ１６よりの
混合ガス流を緩衝するバッファ袋１７と、前記マスク１
５内の呼気を混合ガスタンク１２内に供給すると共に被
検体２の呼気の逆流を防止するための一方向性逆止弁を
前記マスク１５の近傍に備えて、後述する炭酸ガス吸着
装置１８を介してマスク１５と混合ガスタンク１２との
間に接続され、かつ、前記スライス面４を貫通する呼気
チューブ１９と、呼気中の炭酸ガスを吸着除去する炭酸
ガス吸着装置１８とを有して構成される。
めに全体として閉鎖系になっており、トレーサボンベ１
０より供給されるトレーサと酸素ボンベ１１より供給さ
れる酸素とを混合する混合ガスタンク１２と、前記混合
ガスタンク１２内の酸素濃度をモニタすると共に、前記
混合ガスタンク１２内の酸素濃度を一定に維持するため
に酸素供給量を調節する調節バルブ１３を自動制御する
酸素濃度監視装置１４と、被検体２の鼻口を覆うマスク
１５と、前記マスク１５内に混合ガスを供給すると共に
被検体２の呼気の混入を防止するための一方向性逆止弁
を前記マスク１５の近傍に備えて、前記混合ガスタンク
１２と前記マスク１５との間に接続される吸気チューブ
１６と、混合ガスと酸素との切り換えを行う切り換えバ
ルブ16aを駆動するバルブ駆動装置１２ｂと、前記マス
ク１５に取り付けられると共に吸気チューブ１６よりの
混合ガス流を緩衝するバッファ袋１７と、前記マスク１
５内の呼気を混合ガスタンク１２内に供給すると共に被
検体２の呼気の逆流を防止するための一方向性逆止弁を
前記マスク１５の近傍に備えて、後述する炭酸ガス吸着
装置１８を介してマスク１５と混合ガスタンク１２との
間に接続され、かつ、前記スライス面４を貫通する呼気
チューブ１９と、呼気中の炭酸ガスを吸着除去する炭酸
ガス吸着装置１８とを有して構成される。
尚、データ収集制御部２０は、前記曝射指令装置５ａを
介してＸ線曝射タイミングを制御すると共に、前記バル
ブ駆動装置１２ｂを介して混合ガスと酸素との切り換え
タイミング制御する。
介してＸ線曝射タイミングを制御すると共に、前記バル
ブ駆動装置１２ｂを介して混合ガスと酸素との切り換え
タイミング制御する。
次に、本実施例装置の主要部の構成について第１図を参
照して説明する。尚、第１図に示す部材のうち、第５図
に示す部材と同等の機能を有するものには同一符号を付
してその詳細な説明を省略する。
照して説明する。尚、第１図に示す部材のうち、第５図
に示す部材と同等の機能を有するものには同一符号を付
してその詳細な説明を省略する。
第１図に示す構成が、第５図に示す構成と相違する点
は、前記呼気チューブ１９を終末呼気のみを通ずる第１
の呼気チューブ１９Ａと、終末呼気以外の呼気を通ずる
第２の呼気チューブ１９Ｂとで構成し、かつ、呼吸の位
相差に基づき前記第１、第２の呼気チューブに選択的に
呼気導びく選択手段４０を設けた点である。
は、前記呼気チューブ１９を終末呼気のみを通ずる第１
の呼気チューブ１９Ａと、終末呼気以外の呼気を通ずる
第２の呼気チューブ１９Ｂとで構成し、かつ、呼吸の位
相差に基づき前記第１、第２の呼気チューブに選択的に
呼気導びく選択手段４０を設けた点である。
そして、前記第１の呼気チューブ１９Ａは前記スライス
面Ｓに交差して配置され、このスライス面Ｓ上の点Ｅに
おけるトレーサ濃度が測定されるようになっている。
尚、３４，３５は前記第１、第２の呼気チューブ１９
Ａ，１９Ｂの出口付近にそれぞれ設けられた一方向性逆
止弁であり、両チューブ１９Ａ，１９Ｂの一方より流出
した呼気が他方に流入することを防止している。
面Ｓに交差して配置され、このスライス面Ｓ上の点Ｅに
おけるトレーサ濃度が測定されるようになっている。
尚、３４，３５は前記第１、第２の呼気チューブ１９
Ａ，１９Ｂの出口付近にそれぞれ設けられた一方向性逆
止弁であり、両チューブ１９Ａ，１９Ｂの一方より流出
した呼気が他方に流入することを防止している。
前記選択手段４０は、第１、第２の呼気チューブ１９
Ａ，１９Ｂに分岐される以前の呼気チューブ１９内に配
置されたフローセンサ４１と、第１、第２の呼気チュー
ブ１９Ａ，１９Ｂの分岐点に配置されて一方のチューブ
の開口部を選択的に閉鎖する弁４２と、この弁４２を駆
動する弁駆動部４３と、前記フローセンサ４１の出力に
基づき前記弁駆動部材４３の駆動制御を行う弁制御装置
４４とから構成されている。尚、前記フローセンサ４１
は呼気位相を検知する一例として呼気の流速あるいは流
量を検知するものであるが、本実施例では流速を検知す
るものとする。
Ａ，１９Ｂに分岐される以前の呼気チューブ１９内に配
置されたフローセンサ４１と、第１、第２の呼気チュー
ブ１９Ａ，１９Ｂの分岐点に配置されて一方のチューブ
の開口部を選択的に閉鎖する弁４２と、この弁４２を駆
動する弁駆動部４３と、前記フローセンサ４１の出力に
基づき前記弁駆動部材４３の駆動制御を行う弁制御装置
４４とから構成されている。尚、前記フローセンサ４１
は呼気位相を検知する一例として呼気の流速あるいは流
量を検知するものであるが、本実施例では流速を検知す
るものとする。
以上のように構成された装置の作用について第３図、第
４図を参照して説明する。
４図を参照して説明する。
第３図は、弁４２の切り換えタイミングを示すタイミン
グチャートである。第３図(a)は第１図のＤ点での呼吸
トレーサ濃度ＣＤ(t)（実線で図示）と、第１図のＢ点
での吸気トレーサ濃度ＣＢ(t)（破線で図示）とを示し
ている。第３図(b)はフローセンサ４１の出力である呼
気の流速を示している。このフローセンサ４１の出力を
入力する弁制御装置４４は、第３図(b)に示すスレッシ
ョルドレベルｖｌ１とフローセンサ４１の出力とを比較
して、第３図(c)，(d)に示すタイミングで弁４２の駆動
制御を行なっている。即ち、呼気−吸気のフェーズでフ
ローセンサ４１の出力ｖがｖ＜ｖｌ１となったときは、
弁４２を第１図のＳ１側に切り換える。
グチャートである。第３図(a)は第１図のＤ点での呼吸
トレーサ濃度ＣＤ(t)（実線で図示）と、第１図のＢ点
での吸気トレーサ濃度ＣＢ(t)（破線で図示）とを示し
ている。第３図(b)はフローセンサ４１の出力である呼
気の流速を示している。このフローセンサ４１の出力を
入力する弁制御装置４４は、第３図(b)に示すスレッシ
ョルドレベルｖｌ１とフローセンサ４１の出力とを比較
して、第３図(c)，(d)に示すタイミングで弁４２の駆動
制御を行なっている。即ち、呼気−吸気のフェーズでフ
ローセンサ４１の出力ｖがｖ＜ｖｌ１となったときは、
弁４２を第１図のＳ１側に切り換える。
尚、スレッショルドレベルｖｌ１は第１図のＳ２→Ｓ１
へ弁４２をスイッチングしてからの呼出量がスキャン面
Ｓの点Ｅまで少なくとも到達するレベルに選ばれてい
る。また、前記弁制御装置４４は、弁４２をＳ２→Ｓ１
へスイッチング後ディレイ時間Δｔ経過後に弁４２をＳ
１→Ｓ２へ切り換えるようになっている（第３図(c)，
(b)参照）。ここで、ディレイ時間Δｔｄは呼気の状態
で呼気側の一方向性逆止弁３３が閉じている間にＳ１→
Ｓ２へのスイッチングが行なわれるように決定され、Ｓ
２→Ｓ１へスイッチングしてから呼気が完全におわるま
での時間を包括するようになっている。
へ弁４２をスイッチングしてからの呼出量がスキャン面
Ｓの点Ｅまで少なくとも到達するレベルに選ばれてい
る。また、前記弁制御装置４４は、弁４２をＳ２→Ｓ１
へスイッチング後ディレイ時間Δｔ経過後に弁４２をＳ
１→Ｓ２へ切り換えるようになっている（第３図(c)，
(b)参照）。ここで、ディレイ時間Δｔｄは呼気の状態
で呼気側の一方向性逆止弁３３が閉じている間にＳ１→
Ｓ２へのスイッチングが行なわれるように決定され、Ｓ
２→Ｓ１へスイッチングしてから呼気が完全におわるま
での時間を包括するようになっている。
上記のようにして弁４２のスイッチングを行なった結
果、第１の呼気チューブ１９Ａに導びかれる呼気を第３
図(a)のハッチング部に示す。即ち、呼気の流速ｖがス
レッショルドレベルｖｌ１以下になった後ディレイ時間
Δｔが経過するまで第１の呼気チューブ１９Ａに呼気を
導びいているため、この第１の呼気チューブ１９Ａには
終末呼気のみが導かれ、他の呼気は第２の呼気チューブ
１９Ｂに導かれることになる。
果、第１の呼気チューブ１９Ａに導びかれる呼気を第３
図(a)のハッチング部に示す。即ち、呼気の流速ｖがス
レッショルドレベルｖｌ１以下になった後ディレイ時間
Δｔが経過するまで第１の呼気チューブ１９Ａに呼気を
導びいているため、この第１の呼気チューブ１９Ａには
終末呼気のみが導かれ、他の呼気は第２の呼気チューブ
１９Ｂに導かれることになる。
ここで、第１の呼気チューブ１９Ａ内の点Ｅでは、スキ
ャン中心時刻をＴｊとして１スキャン時間Ｔｓに亘って
Ｘ線ＣＴスキャンが行なわれる。即ち、第３図(e)に示
すようにＴｊ−Ts/2からＴｊ＋Ts/2に至る時間でスキャ
ンされる結果、ＣＴスキャンの対象となる呼気は第３図
(a)のクロスハッチング部となる。従って、第１の呼気
チューブ１９Ａ内のＣＴ値は、Ce(t)のうちＴｊ−Ts/2
からＴｊ＋Ts/2間の積分の時間平均値として、 で与えられることになる。
ャン中心時刻をＴｊとして１スキャン時間Ｔｓに亘って
Ｘ線ＣＴスキャンが行なわれる。即ち、第３図(e)に示
すようにＴｊ−Ts/2からＴｊ＋Ts/2に至る時間でスキャ
ンされる結果、ＣＴスキャンの対象となる呼気は第３図
(a)のクロスハッチング部となる。従って、第１の呼気
チューブ１９Ａ内のＣＴ値は、Ce(t)のうちＴｊ−Ts/2
からＴｊ＋Ts/2間の積分の時間平均値として、 で与えられることになる。
このように、現在のＣＴ装置では１スキャン時間に２〜
３周期の呼吸時間が含まれてしまうので、得られるＣＴ
値もその間の時間平均として得られるが、Ｃｅ(t)の測
定精度のオーダーから考えると問題とはならない。
３周期の呼吸時間が含まれてしまうので、得られるＣＴ
値もその間の時間平均として得られるが、Ｃｅ(t)の測
定精度のオーダーから考えると問題とはならない。
本実施例による各点Ａ，Ｃ，Ｅでのトレーサ濃度の経時
的変化を第４図に示す。同図に示すように、第１の呼気
チューブ１９Ａ内の点Ｅでのトレーサ濃度は、実際の終
末呼気中のトレーサ濃度（Ａ点の濃度）に極めて近似し
たものとして得られ、第６図に示す従来の測定結果と比
較するとその測定精度の大幅な向上を理解することがで
きる。これは、従来の測定方式によると第３図(a)の領
域Ｒのトレーサ濃度をも含んだ積分値の時間的平均とな
るからであり、本実施例のように領域Ｒのトレーサ濃度
を除外して測定することによって終末呼気中のトレーサ
濃度を正確に測定することができる。
的変化を第４図に示す。同図に示すように、第１の呼気
チューブ１９Ａ内の点Ｅでのトレーサ濃度は、実際の終
末呼気中のトレーサ濃度（Ａ点の濃度）に極めて近似し
たものとして得られ、第６図に示す従来の測定結果と比
較するとその測定精度の大幅な向上を理解することがで
きる。これは、従来の測定方式によると第３図(a)の領
域Ｒのトレーサ濃度をも含んだ積分値の時間的平均とな
るからであり、本実施例のように領域Ｒのトレーサ濃度
を除外して測定することによって終末呼気中のトレーサ
濃度を正確に測定することができる。
次に、上記のようにして得られた終末呼気中トレーサ濃
度Ｃｅ(t)より動脈血中トレーサ濃度Ca(t)を換算する前
記画像解析装置８での手法について説明する。
度Ｃｅ(t)より動脈血中トレーサ濃度Ca(t)を換算する前
記画像解析装置８での手法について説明する。
Ｅ点でのスキャンにより得られた時間−濃度曲線は離散
データとして与えられ、これをCE(tj)（ｊ＝１，２，…
…ｎ）とする。このＣＥ(tj)をそのまま終末呼気中トレ
ーサ濃度としてもよいが、動脈血中トレーサ濃度が立ち
上り、下りともほぼ１次指数関数で表わされることに基
づき、この１次指数関数で最小２乗法によりタイムロー
ブフィッティングを行なって連続関数として用いてもよ
い。
データとして与えられ、これをCE(tj)（ｊ＝１，２，…
…ｎ）とする。このＣＥ(tj)をそのまま終末呼気中トレ
ーサ濃度としてもよいが、動脈血中トレーサ濃度が立ち
上り、下りともほぼ１次指数関数で表わされることに基
づき、この１次指数関数で最小２乗法によりタイムロー
ブフィッティングを行なって連続関数として用いてもよ
い。
さらに、動脈血中トレーサ濃度Ｃａ(t)に換算する為に
は、換算係数をαｔとし、 Ｃａ(t)＝αｔ×ＣＥ(tj) により行う。但し、 αｔ≒0.0011×Ｈｔ＋0.10 であり、Ｈｔはヘマトクリット値（％）である。
は、換算係数をαｔとし、 Ｃａ(t)＝αｔ×ＣＥ(tj) により行う。但し、 αｔ≒0.0011×Ｈｔ＋0.10 であり、Ｈｔはヘマトクリット値（％）である。
ここで、第４図に示すようにトレーサ濃度のピーク値を
Ｐとし、トレーサ吸入開始から時間ｔを経時したときの
トレーサ吸入終了時刻をＴ１とし、Ce(t)の立ち上り率
をａとすると、 と表わすことができる。
Ｐとし、トレーサ吸入開始から時間ｔを経時したときの
トレーサ吸入終了時刻をＴ１とし、Ce(t)の立ち上り率
をａとすると、 と表わすことができる。
従来方式によれば、前記立ち上り率ａが大きめに測定さ
れてしまう欠点があったが、本実施例による測定によれ
ばより正確な立ち上り率ａを使用してCa(t)を換算する
ことができる。
れてしまう欠点があったが、本実施例による測定によれ
ばより正確な立ち上り率ａを使用してCa(t)を換算する
ことができる。
そして、さらに精度の向上を図るためには、立ち上り率
ａの補正量をΔａとしてCe(t)→Ca(t)の換算を行なう
と、 となる。ここで、Δａは過去の実験から△ａ＜０となる
ことはわかっており、その具体的値については、前記ス
レッショルドレベルｖｌ１によっても変化する量である
ためそれとのかねあいで実験的に定める必要がある。
ａの補正量をΔａとしてCe(t)→Ca(t)の換算を行なう
と、 となる。ここで、Δａは過去の実験から△ａ＜０となる
ことはわかっており、その具体的値については、前記ス
レッショルドレベルｖｌ１によっても変化する量である
ためそれとのかねあいで実験的に定める必要がある。
尚、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本
発明の要旨の範囲内で種々の変形実施が可能である。例
えば、前記選択手段４０は呼吸の位相に基づき第１の呼
気チューブ１９Ａに終末呼気のみを導びく種々の方式が
適用でき、必ずしもフローセンサ４１からの流量、流速
をスレッショルドレベルと比較して行うものに限らず、
Ｓ１→Ｓ２への切り換えタイミングもディレイ時間Δｔ
によって決定するものに限らない。さらに、Ce(t)→Ｃ
ａ(t)の換算についても上記実施例に限らず種々の方式
を採用し得る。
発明の要旨の範囲内で種々の変形実施が可能である。例
えば、前記選択手段４０は呼吸の位相に基づき第１の呼
気チューブ１９Ａに終末呼気のみを導びく種々の方式が
適用でき、必ずしもフローセンサ４１からの流量、流速
をスレッショルドレベルと比較して行うものに限らず、
Ｓ１→Ｓ２への切り換えタイミングもディレイ時間Δｔ
によって決定するものに限らない。さらに、Ce(t)→Ｃ
ａ(t)の換算についても上記実施例に限らず種々の方式
を採用し得る。
以上説明したように、本発明によればスキャン対象とな
る第１の呼気チューブに終末呼気のみを通じて測定して
いるため、終末呼気中のトレーサによる時間−濃度曲線
Ｃｅ(t)を正確に求めることができ、もって精度の高い
脳血流の測定を行うことができる。
る第１の呼気チューブに終末呼気のみを通じて測定して
いるため、終末呼気中のトレーサによる時間−濃度曲線
Ｃｅ(t)を正確に求めることができ、もって精度の高い
脳血流の測定を行うことができる。
第１図は本発明の主要部構成を示す断面図、第２図は本
発明が適用される局所脳血流測定機能を備えるＣＴ装置
のブロック図、第３図は弁切り換えのタイミングを示す
タイミングチャート、第４図は第１図Ａ，Ｃ，Ｅ各点の
トレーサ濃度−時間曲線を示す特性図、第５図は従来の
脳血流測定方式を示す断面図、第６図は第５図のＡ，
Ｃ，Ｄ各点のトレーサ濃度−時間曲線を示す特性図であ
る。 １９……呼気チューブ、 １９Ａ……第１の呼気チューブ、 １９Ｂ……第２の呼気チューブ、４０……選択手段、 ４１……フローセンサ、４２……弁、 ４３……弁駆動部、４４……弁制御部。
発明が適用される局所脳血流測定機能を備えるＣＴ装置
のブロック図、第３図は弁切り換えのタイミングを示す
タイミングチャート、第４図は第１図Ａ，Ｃ，Ｅ各点の
トレーサ濃度−時間曲線を示す特性図、第５図は従来の
脳血流測定方式を示す断面図、第６図は第５図のＡ，
Ｃ，Ｄ各点のトレーサ濃度−時間曲線を示す特性図であ
る。 １９……呼気チューブ、 １９Ａ……第１の呼気チューブ、 １９Ｂ……第２の呼気チューブ、４０……選択手段、 ４１……フローセンサ、４２……弁、 ４３……弁駆動部、４４……弁制御部。
Claims (4)
- 【請求項１】被検体に一旦呼吸された後排出されるトレ
ーサ含有の呼気を通じると共に、被検体のスライス面に
交差して断層撮影領域内に配置された呼気チューブを有
し、断層撮影により得られるデータを基に被検体の局所
脳血流を測定することが可能な局所脳血流測定機能を備
えるＣＴ装置において、前記呼気チューブは少なくとも
前記断層撮影領域内に配置されて終末呼気のみを通ずる
第１の呼気チューブと、終末呼気以外の呼気を通ずる第
２の呼気チューブとで構成され、かつ、呼吸の位相に基
づき前記第１又は第２の呼気チューブに選択的に呼気を
導く選択手段を設けたことを特徴とする局所脳血流測定
機能を備えるＣＴ装置。 - 【請求項２】選択手段は、呼気の流速又は流量に基づき
終末呼気のみを第１の呼気チューブに導くように制御す
るものである特許請求の範囲第１項記載の局所脳血流測
定機能を備えるＣＴ装置。 - 【請求項３】選択手段は、呼気の流速、流量又は圧力が
所定の閾値以下になった際に、第１の呼気チューブへの
呼気の導入開始を行うものである特許請求の範囲第２項
記載の局所脳血流測定機能を備えるＣＴ装置。 - 【請求項４】選択手段は、第１の呼気チューブへの呼気
の導入開始後、所定時間経過した後に、第２の呼気チュ
ーブへの呼気の導入に切り換えるものである特許請求の
範囲第３項記載の局所脳血流測定機能を備えるＣＴ装
置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61040044A JPH0642884B2 (ja) | 1986-02-25 | 1986-02-25 | 局所脳血流測定機能を備えるｃｔ装置 |
| US07/017,047 US4793358A (en) | 1986-02-25 | 1987-02-20 | Apparatus for measuring local cerebral blood flow |
| DE19873706074 DE3706074A1 (de) | 1986-02-25 | 1987-02-25 | Vorrichtung zum messen lokaler zerebraler blutstroeme |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61040044A JPH0642884B2 (ja) | 1986-02-25 | 1986-02-25 | 局所脳血流測定機能を備えるｃｔ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62197044A JPS62197044A (ja) | 1987-08-31 |
| JPH0642884B2 true JPH0642884B2 (ja) | 1994-06-08 |
Family
ID=12569913
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61040044A Expired - Lifetime JPH0642884B2 (ja) | 1986-02-25 | 1986-02-25 | 局所脳血流測定機能を備えるｃｔ装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4793358A (ja) |
| JP (1) | JPH0642884B2 (ja) |
| DE (1) | DE3706074A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006308527A (ja) * | 2005-05-02 | 2006-11-09 | National Cardiovascular Center | 心筋血流量の定量法、血流量定量プログラム及び血流量定量システム |
Families Citing this family (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5099834A (en) * | 1991-07-16 | 1992-03-31 | Union Carbide Industrial Gases Technology Corporation | Method for anesthesia |
| US5228434A (en) * | 1991-07-16 | 1993-07-20 | Praxair Technology, Inc. | Mixture for anesthesia |
| FR2680690B1 (fr) * | 1991-08-30 | 1998-07-24 | Air Liquide | Dispositif et procede d'injection d'un gaz. |
| US5271401A (en) * | 1992-01-15 | 1993-12-21 | Praxair Technology, Inc. | Radiological imaging method |
| JP3838671B2 (ja) * | 1993-10-25 | 2006-10-25 | アークレイ株式会社 | 呼気採取装置 |
| US5873837A (en) * | 1997-09-09 | 1999-02-23 | Lieber; Claude P. | System and method for remote measurement of fluid flow |
| US6471747B1 (en) * | 1999-06-21 | 2002-10-29 | The Brigham And Women's Hospital, Inc. | Method and apparatus for delivering and recovering gasses |
| DE60212917T2 (de) * | 2001-10-16 | 2007-03-01 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Vorrichtung zur Berechnung eines Index von örtlichen Blutflüssen |
| US7180981B2 (en) | 2002-04-08 | 2007-02-20 | Nanodynamics-88, Inc. | High quantum energy efficiency X-ray tube and targets |
| US8343031B2 (en) * | 2004-03-23 | 2013-01-01 | Michael Gertner | Obesity treatment systems |
| JP4721341B2 (ja) * | 2005-11-18 | 2011-07-13 | フィガロ技研株式会社 | ガス検出装置用の０ガス空気の発生装置 |
| CN103654816A (zh) * | 2013-11-14 | 2014-03-26 | 青岛安信医疗器械有限公司 | 一种放射成像方法 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US746523A (en) * | 1903-06-01 | 1903-12-08 | Michael C Kelley | Insect-destroying machine. |
| US3769966A (en) * | 1971-03-22 | 1973-11-06 | York University | Apparatus for determining local cerebral blood flow |
| FR2226145A1 (en) * | 1973-04-20 | 1974-11-15 | Radiologie Cie Gle | Inert contrast gas injection system - with injected gas volume indicator during radiological examination |
| US3976050A (en) * | 1974-11-18 | 1976-08-24 | Nuclear Associates, Inc. | Device for adsorbing exhaled radioactive gases and process |
| US4233842A (en) * | 1978-10-20 | 1980-11-18 | University Of Utah | Apparatus for measurement of expiration fluids |
| US4535780A (en) * | 1984-11-07 | 1985-08-20 | General Electric Company | Apparatus for measuring xenon concentration in xenon cerebral blood-flow studies |
-
1986
- 1986-02-25 JP JP61040044A patent/JPH0642884B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1987
- 1987-02-20 US US07/017,047 patent/US4793358A/en not_active Expired - Lifetime
- 1987-02-25 DE DE19873706074 patent/DE3706074A1/de active Granted
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006308527A (ja) * | 2005-05-02 | 2006-11-09 | National Cardiovascular Center | 心筋血流量の定量法、血流量定量プログラム及び血流量定量システム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE3706074A1 (de) | 1987-08-27 |
| JPS62197044A (ja) | 1987-08-31 |
| US4793358A (en) | 1988-12-27 |
| DE3706074C2 (ja) | 1988-03-10 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |