JP4266422B2

JP4266422B2 - Radiation tomography method and apparatus

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Publication number: JP4266422B2
Application number: JP37425198A
Authority: JP
Inventors: 明彦西出; 夏子佐藤
Original assignee: ジーイー横河メディカルシステム株式会社
Priority date: 1998-12-28
Filing date: 1998-12-28
Publication date: 2009-05-20
Anticipated expiration: 2018-12-28
Also published as: JP2000189412A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線断層撮影方法および装置に関し、特に、被検体の動きを止めることなく撮影を行う放射線断層撮影方法および装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
放射線断層撮影装置の一例として、例えば、Ｘ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置がある。Ｘ線ＣＴ装置においては、放射線としてはＸ線が利用される。Ｘ線発生にはＸ線管等が使用される。
【０００３】
Ｘ線管を含むＸ線照射装置は、撮影範囲を包含する広がり（幅）を持ちそれに垂直な方向に厚みを持つＸ線ビーム（ｂｅａｍ）を照射する。Ｘ線ビームの厚みはコリメータ（ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）のＸ線通過開口（アパーチャ：ａｐｅｒｔｕｒｅ）の開度を調節することにより変更できるようになっており、これによって撮影のスライス（ｓｌｉｃｅ）厚が調節される。
【０００４】
Ｘ線検出装置は、Ｘ線ビームの幅の方向に多数（例えば１０００個程度）のＸ線検出素子をアレイ（ａｒｒａｙ）状に配列した多チャンネル（ｃｈａｎｎｅｌ）のＸ線検出器を有し、それによってＸ線を検出するようになっている。
【０００５】
Ｘ線照射・検出装置を被検体の周りで回転（スキャン：ｓｃａｎ）させて、被検体の周囲の複数のビュー（ｖｉｅｗ）方向でそれぞれＸ線による被検体の投影像（プロジェクション：ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）を求め、それらプロジェクションに基づいて断層像が生成（再構成）される。
【０００６】
ところで、上記Ｘ線ＣＴ装置においては、肺の様子を撮影することがある。このとき、呼吸の周期が５秒程度であるのに対し、近年ではスキャンが高速化しているため、被検者に息止めをさせることなく撮影することが可能となされている。そこで、呼吸信号に基づき、最大吸気時または最大呼気時の体動が少ない時期に合わせてスキャンを行い、肺野等の撮影が行われている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、スキャン部分に心臓が含まれていると、再構成画像に体動アーチファクト（ａｒｔｉｆａｃｔ）が発生し、画像の品質が低下するという問題があった。これは、心拍が０．８〜１秒であり、１スキャンが同程度の時間内に行われることから、１スキャン幅に心拍が含まれる場合があるからである。すなわち、再構成画像の画質は、呼吸動作以外の心臓動作のような他の動作要因により大きく左右される。これは、被検体を動作を伴うものとした場合は、被検体の種類を問わず生じる問題である。
【０００８】
本発明は上記の問題点を解決するためになされたもので、その目的は、動作を伴う被検体の放射線断層像を撮影する場合に、被検体の動作の影響、例えば人体であれば体動アーチファクトを最小限に抑え、画質の良好な断層像を得ることを可能とする放射線断層撮影方法および装置を実現することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決する第１の発明は、動作に関連する複数種の信号を発する被検体の放射線による投影データを収集し、前記収集した投影データに基づいて断層像を生成する放射線断層撮影方法であって、前記被検体が発する第１の信号の所定の位相と前記第１の信号とは異なる少なくとも１種の信号の所定の位相が一致した状態で投影データを収集することを特徴とする放射線断層撮影方法である。
【００１０】
（２）上記の課題を解決する第２の発明は、前記被検体が発する前記第１の信号の所定の位相が、前記被検体の前記第１の信号に関連する動作が小さい状態を示す位相であることを特徴とする（１）に記載の放射線断層撮影方法である。
【００１１】
（３）上記の課題を解決する第３の発明は、前記被検体が発する前記第１の信号とは異なる前記少なくとも１種の信号の所定の位相が、前記被検体の上記信号に関連する動作が小さい状態を示す位相であることを特徴とする（１）または（２）に記載の放射線断層撮影方法である。
【００１２】
（４）上記の課題を解決する第４の発明は、前記被検体が発する前記第１の信号の１周期よりも短い時間で前記被検体の放射線による投影データが収集され、前記第１の信号の１周期中において当該信号の所定の位相とこれとは異なる前記少なくとも１種の信号の所定の位相が一致した状態で前記投影データを収集することを特徴とする（１）ないし（３）のうちいずれか１つに記載の放射線断層撮影方法である。
【００１３】
（５）上記の課題を解決する第５の発明は、前記被検体が発する動作に関する前記複数種の信号が心臓運動信号および／または呼吸運動信号であることを特徴とする（１）に記載の放射線断層撮影方法である。
【００１４】
（６）上記の課題を解決する第６の発明は、前記被検体が発する前記複数種の信号のうち、前記第１の信号が心臓運動信号であり、当該第１の信号の所定の位相が心臓拍動における動きが少ない状態を示す位相であることを特徴とする（５）に記載の放射線断層撮影方法である。
【００１５】
（７）上記の課題を解決する第７の発明は、前記被検体が発する前記複数種の信号のうち、前記第１の信号とは異なる第２の信号が呼吸運動信号であることを特徴とする（５）または（６）に記載の放射線断層撮影方法である。
【００１６】
（８）上記の課題を解決する第８の発明は、前記被検体が発する前記複数種の信号のうち、前記第１の信号とは異なる第２の信号が呼吸運動信号であり、当該第２の信号の所定の位相が呼吸運動における動きが少ない状態を示す位相であることを特徴とする（５）または（６）に記載の放射線断層撮影方法である。
【００１７】
（９）上記の課題を解決する第９の発明は、前記被検体が発する前記複数種の信号のうち、前記第１の信号が心臓運動信号であり、心臓の拍動の１周期よりも短い時間で前記被検体の放射線による投影データが収集され、前記心臓運動信号の１周期中において当該信号の所定の位相とこれとは異なる前記少なくとも１種の信号の所定の位相が一致した状態で投影データを収集することを特徴とする（５）ないし（８）のうちいずれか１つに記載の放射線断層撮影方法である。
【００１８】
（１０）上記の課題を解決する第１０の発明は、動作に関連する複数種の信号を発する被検体の放射線による投影データを収集するデータ収集手段と、前記データ収集手段が収集した投影データに基づいて断層像を生成する断層像生成手段とを有する放射線断層撮影装置であって、前記データ収集手段が前記被検体が発する第１の信号の所定の位相と前記第１の信号とは異なる少なくとも１種の信号の所定の位相が一致した状態で投影データを収集することを特徴とする放射線断層撮影装置である。
【００１９】
（１１）上記の課題を解決する第１１の発明は、前記被検体が発する前記第１の信号の所定の位相が、前記被検体の前記第１の信号に関連する動作が小さい状態を示す位相であることを特徴とする（１０）に記載の放射線断層撮影装置である。
【００２０】
（１２）上記の課題を解決する第１２の発明は、前記被検体が発する前記第１の信号とは異なる前記少なくとも１種の信号の所定の位相が、前記被検体の上記信号に関連する動作が小さい状態を示す位相であることを特徴とする（１０）または（１１）に記載の放射線断層撮影装置である。
【００２１】
（１３）上記の課題を解決する第１３の発明は、前記データ収集手段が、前記被検体が発する前記第１の信号の１周期よりも短い時間で前記被検体の放射線による投影データを収集し、前記第１の信号の１周期中において当該信号の所定の位相とこれとは異なる前記少なくとも１種の信号の所定の位相が一致した状態で前記投影データを収集することを特徴とする（１０）ないし（１２）のうちいずれか１つに記載の放射線断層撮影装置である。
【００２２】
（１４）上記の課題を解決する第１４の発明は、前記被検体が発する動作に関する前記複数種の信号が心臓運動信号および／または呼吸運動信号であることを特徴とする（１０）に記載の放射線断層撮影装置である。
【００２３】
（１５）上記の課題を解決する第１５の発明は、前記被検体が発する前記複数種の信号のうち、前記第１の信号が心臓運動信号であり、当該第１の信号の所定の位相が心臓拍動における動きが少ない状態を示す位相であることを特徴とする（１４）に記載の放射線断層撮影装置である。
【００２４】
（１６）上記の課題を解決する第１６の発明は、前記被検体が発する前記複数種の信号のうち、前記第１の信号とは異なる第２の信号が呼吸運動信号であることを特徴とする（１４）または（１５）に記載の放射線断層撮影装置である。
【００２５】
（１７）上記の課題を解決する第１７の発明は、前記被検体が発する前記複数種の信号のうち、前記第１の信号とは異なる第２の信号が呼吸運動信号であり、当該第２の信号の所定の位相が呼吸運動における動きが少ない状態を示す位相であることを特徴とする（１４）または（１５）に記載の放射線断層撮影装置である。
【００２６】
（１８）上記の課題を解決する第１８の発明は、前記被検体が発する前記複数種の信号のうち、前記第１の信号が心臓運動信号であり、前記データ収集手段が、心臓の拍動の１周期よりも短い時間で前記被検体の放射線による投影データを収集し、前記心臓運動信号の１周期中において当該信号の所定の位相とこれとは異なる前記少なくとも１種の信号の所定の位相が一致した状態で投影データを収集することを特徴とする（１４）ないし（１７）のうちいずれか１つに記載の放射線断層撮影装置である。
【００２７】
第１の発明ないし第１８の発明のうちいずれか１つにおいて、前記所定の位相は、前記呼吸運動信号の１周期中の互いに異なる複数の位相であることが、種々の位相の断層像を得る点で好ましい。
【００２８】
その場合、前記複数の位相は実質的に連続する位相であることが、呼吸に伴い連続的に変化する画像を撮影する点で好ましい。
また、第１の発明ないし第１８の発明のうちいずれか１つにおいて、前記被検体が家畜であることが家畜医療に寄与する点で好ましい。
【００２９】
（い）上記の課題を解決する他の観点での発明は、放射線による被検体の投影データを心臓の拍動の１周期より短い時間内に３６０°全ビューについて収集でき、複数回転の投影データを連続して収集し、呼吸運動信号、心臓運動信号と投影データを同時に収集できる投影データ収集手段と、前記投影データ収集手段で得られた投影データ、呼吸運動信号、心臓運動信号から、呼吸に伴う体動の予め指定された位相と、心臓の拍動の１周期における動きが少ない時期が一致した部分の投影データに基づいて断層像を生成する断層像生成手段と、を有する放射線断層撮影装置であって、投影データを収集しながら必要な部分の投影データに基づいて断層像を生成する、あるいは、投影データを収集完了後、必要な部分の投影データに基づいて断層像を生成する、ことを特徴とする放射線断層撮影装置である。
【００３０】
（ろ）上記の課題を解決する他の観点での発明は、放射線による被検体の投影データを心臓の拍動の１周期より短い時間内に３６０°全ビューについて収集でき、連続した複数の位置で複数回転の投影データを連続して収集し、呼吸運動信号、心臓運動信号と投影データを同時に収集できる投影データ収集手段と、前記投影データ収集手段で得られた投影データ、呼吸運動信号、心臓運動信号から、呼吸に伴う体動の予め指定された位相と、心臓の拍動の１周期における動きが少ない時期が一致した部分の投影データに基づいて断層像を生成する断層像生成手段と、を有する放射線断層撮影装置であって、投影データを収集しながら必要な部分（呼吸期間）の投影データに基づいて断層像を生成し、あるいは、投影データを収集完了後、必要な部分の投影データに基づいて断層像を生成し、生成された複数画像を並べて３次元表示できることを特徴とする放射線断層撮影装置である。
【００３１】
（は）上記の課題を解決する他の観点での発明は、放射線による被検体の投影データを心臓の拍動の１周期より短い時間内に３６０°全ビューについて収集でき、複数回転の投影データを連続して収集し、呼吸運動信号、心臓運動信号と投影データを同時に収集できる投影データ収集手段と、前記投影データ収集手段で得られた投影データ、呼吸運動信号、心臓運動信号から、呼吸に伴う体動の予め指定された位相と、心臓の拍動の１周期における動きが少ない時期が一致した部分の投影データに基づいて断層像を生成する断層像生成手段と、を有する放射線断層撮影装置であって、投影データを収集しながら複数の呼吸期間の投影データに基づいて断層像を生成し、あるいは、投影データを収集完了後、複数の呼吸期間の投影データに基づいて断層像を生成し、生成された複数呼吸期間の断層像を並べて表示できる、あるいは、生成された複数呼吸期間の断層像を時系列表示して断層像動画表示できる、ことを特徴とする放射線断層撮影装置である。
【００３２】
（に）上記の課題を解決する他の観点での発明は、放射線による被検体の投影データを心臓の拍動の１周期より短い時間内に全ビューについて収集するデータ収集手段と、前記データ収集手段が収集した投影データに基づいて断層像を生成する断層像生成手段とを有する放射線断層撮影装置であって、複数の位置、複数の呼吸期間の投影データに基づいて断層像を生成し、生成された複数断層像を並べて３次元表示できる、あるいは、生成された複数個吸気管の断層像を並べて表示できる、あるいは、生成された複数個吸気管の断層像を自警列表示して断層像動画表示できる、あるいは、生成された複数断層像を並べて３次元表示し、それを時系列表示して３次元像が表示できる、ことを特徴とする放射線断層撮影装置である。
【００３３】
（い）の発明ないし（に）の発明のうちいずれか１つにおいて、前記被検体が家畜であることが家畜医療に寄与する点で好ましい。
（作用）本発明では、被検体の動きが少ない時期に投影データを収集し、体動の影響が少ない断層像を得る。
【００３４】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１にＸ線ＣＴ装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の放射線断層撮影装置の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００３５】
図１に示すように、本装置は、走査ガントリ（ｇａｎｔｒｙ）２、撮影テーブル（ｔａｂｌｅ）４および操作コンソール（ｃｏｎｓｏｌｅ）６を備えている。走査ガントリ２は、放射線源としてのＸ線管２０を有する。Ｘ線管２０から放射された図示しないＸ線は、コリメータ２２により例えば扇状のＸ線ビームすなわちファンビーム（ｆａｎｂｅａｍ）となるように成形され、検出器アレイ２４に照射されるようになっている。検出器アレイ２４は、扇状のＸ線ビームの広がりに沿ってアレイ状に配列された複数のＸ線検出素子を有する。検出器アレイ２４の構成については後述する。
【００３６】
Ｘ線管２０、コリメータ２２および検出器アレイ２４は、Ｘ線照射・検出装置を構成する。Ｘ線照射・検出装置の構成については後述する。検出器アレイ２４にはデータ収集部２６が接続されている。データ収集部２６は検出器アレイ２４の個々のＸ線検出素子の検出データを収集するようになっている。
【００３７】
Ｘ線管２０からのＸ線の照射は、Ｘ線コントローラ（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２８によって制御されるようになっている。なお、Ｘ線管２０とＸ線コントローラ２８との接続関係については図示を省略する。コリメータ２２は、コリメータコントローラ３０によって制御されるようになっている。なお、コリメータ２２とコリメータコントローラ３０との接続関係については図示を省略する。
【００３８】
以上のＸ線管２０ないしコリメータコントローラ３０が、走査ガントリ２の回転部３２に搭載されている。回転部３２はエンドレス（ｅｎｄｌｅｓｓ）に連続回転可能になっている。回転部３２の回転は、回転コントローラ３４によって制御され、例えば７００ｍｓで１回転するようになっている。すなわち、１スキャンが７００ｍｓで完了するようになっている。なお、回転部３２と回転コントローラ３４との接続関係については図示を省略する。
【００３９】
本装置は、また、心臓モニタ（ｍｏｎｉｔｏｒ）３６および呼吸モニタ３８に接続されている。心臓モニタ３６は、例えば心電計等であり、例えば心電信号等、被検体の心臓の運動を示す信号を得るものである。心電信号は、本発明における心臓運動信号の実施の形態の一例である。心臓運動信号は心電信号に限るものではなく、例えば心磁信号等であっても良い。
【００４０】
呼吸モニタ３８は、被検体の呼吸信号を得るものであり、例えば胸郭の運動を検出する検出器や鼻孔での呼気または吸気を検出する検出器等を用いて構成される。呼吸信号は、本発明における呼吸運動信号の実施の形態の一例である。
【００４１】
撮影テーブル４は、図示しない被検体を走査ガントリ２のＸ線照射空間に搬入および搬出するようになっている。被検体とＸ線照射空間との関係については後述する。
【００４２】
操作コンソール６は、中央処理装置６０を有している。中央処理装置６０は、本発明における断層像生成手段の実施の形態の一例である。中央処理装置６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等によって構成される。中央処理装置６０には、制御インタフェース（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）６２が接続されている。制御インタフェース６２には、走査ガントリ２と撮影テーブル４が接続されている。
【００４３】
中央処理装置６０は制御インタフェース６２を通じて走査ガントリ２および撮影テーブル４を制御するようになっている。走査ガントリ２内のデータ収集部２６、Ｘ線コントローラ２８、コリメータコントローラ３０および回転コントローラ３４が制御インタフェース６２を通じて制御される。それら各部と制御インタフェース６２との個別の接続については図示を省略する。なお、走査ガントリ２において、回転部３２と固定部との間の信号の授受は、例えばスリップリング（ｓｌｉｐｒｉｎｇ）等の摺動接点、または、例えば電磁結合等を利用した非接触信号伝達手段を通じて行われる。
【００４４】
中央処理装置６０には、また、データ収集バッファ６４が接続されている。データ収集バッファ６４には、走査ガントリ２のデータ収集部２６、心臓モニタ３６および呼吸モニタ３８が接続され、データ収集部２６で収集したデータ、心臓モニタ３６の検出信号および呼吸モニタ３８の検出信号がそれぞれ入力されるようになっている。データ収集バッファ６４は、入力データを一時的に記憶する機能を有する。走査ガントリ２およびデータ収集バッファ６４からなる部分は、本発明におけるデータ収集手段の実施の形態の一例である。
【００４５】
中央処理装置６０には、また、記憶装置６６が接続されている。記憶装置６６は、各種のデータや再構成画像およびプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）等を記憶する。中央処理装置６０には、また、表示装置６８と操作装置７０がそれぞれ接続されている。表示装置６８は、中央処理装置６０から出力される再構成画像やその他の情報を表示するようになっている。操作装置７０は、操作者によって操作され、各種の指令や情報等を中央処理装置６０に入力するようになっている。
【００４６】
図２に、検出器アレイ２４の模式的構成を示す。検出器アレイ２４は、多数（例えば１０００個程度）のＸ線検出素子２４（ｉ）を円弧状に配列した多チャンネルのＸ線検出器を形成している。ｉはチャンネル番号であり例えばｉ＝１〜１０００である。
【００４７】
図３に、Ｘ線照射・検出装置におけるＸ線管２０とコリメータ２２と検出器アレイ２４の相互関係を示す。なお、図３の（ａ）は正面図、（ｂ）は側面図である。同図に示すように、Ｘ線管２０から放射されたＸ線は、コリメータ２２により扇状のＸ線ビーム４０となるように成形され、検出器アレイ２４に照射されるようになっている。図３の（ａ）においては、扇状のＸ線ビーム４０の広がりすなわちＸ線ビーム４０の幅を示している。図３の（ｂ）では、Ｘ線ビーム４０の厚みを示している。
【００４８】
このようなＸ線ビーム４０の扇面に体軸を交叉させて、例えば図４に示すように、撮影テーブル４に載置された被検体８がＸ線照射空間に搬入される。Ｘ線ビーム４０によってスライスされた被検体８の投影像（プロジェクション）が検出器アレイ２４に投影される。被検体８のアイソセンタ（ｉｓｏｃｅｎｔｅｒ）におけるＸ線ビーム４０の厚みが、被検体８のスライス厚ｔｈを与える。スライス厚ｔｈは、コリメータ２２のアパーチャによって定まる。
【００４９】
本装置の動作を説明する。本装置の動作中、心臓モニタ３６および呼吸モニタ３８により、被検体８の心臓および胸郭の運動を示す信号がそれぞれ計測され、絶えず操作コンソール６に入力されている。
【００５０】
心臓モニタ３６が検出した心電波形の模式図を図５に示す。同図に示すように、心電波形は、１周期中にＰ波〜Ｕ波の６つの棘波を含む。Ｐ波は心房の収縮運動時に発生する。Ｑ，Ｒ，Ｓ波は血液を駆出するときの心筋の収縮運動時に発生する。Ｔ，Ｕ波は心臓が次のサイクル（ｃｙｃｌｅ）を開始する前の待機状態にあるときに発生する。待機状態では心臓の動きが最も少ない。心電波形の１周期ＲＲは、標準的には８００〜１０００ｍｓ程度である。
【００５１】
呼吸モニタ３８が検出した呼吸信号波形の模式図を図６に示す。同図に示すように、呼吸信号は、吸気および呼気を行うときの胸郭の拡張および縮小に対応して振幅が変化する信号となり、振幅の最大値が最大吸気状態を表し、最小値が最大呼気状態を表す。呼吸信号の１周期は標準的には５ｓｅｃ前後である。
【００５２】
図７に、本装置の動作のフロー（ｆｌｏｗ）図を示す。本装置の動作は、操作者による指令に基づき、中央処理装置６０による制御の下で進行する。同図に示すように、ステップ（ｓｔｅｐ）７０２で、操作者は、操作装置７０を通じて撮影条件を入力する。撮影条件には、管電圧、管電流、スライス厚、スライス位置等が含まれる。以下、スライス位置を肺野に設定した例で説明する。
【００５３】
撮影条件には、また、被検体８の呼吸動作のどの位相で撮影するかを指定する位相指定も含まれる。呼吸位相の指定は、例えば呼吸モニタ３８の出力信号のレベル（ｌｅｖｅｌ）を判定する閾値を用いて行われる。なお、所望の呼吸位相に該当する閾値は、予め測定した呼吸モニタ３８の出力信号に基づいて定める。
【００５４】
次に、ステップ７０４で、操作者からの指令の基づき、被検体８を搭載した撮影テーブル４の位置決めが行われる。位置決め後に、ステップ７０６で、走査ガントリ２の回転部３２の回転が始まる。すなわち、Ｘ線管２０とコリメータ２２と検出器アレイ２４とからなるＸ線照射・検出装置がそれらの相互関係を保ったまま被検体８の体軸の周りを回転する。回転速度は、例えば７００ｍｓで１回転する速度である。以下、走査ガントリ２の回転部３２の回転を、単に走査ガントリ２の回転という。
【００５５】
次に、ステップ７０８で、心電波形のＲ波を検出したかどうかを判定する。Ｒ波を検出しないうちは、走査ガントリ２を回転させた状態で待機する。Ｒ波を検出したときは、例えばＲ波検出後５０ｍｓ後にステップ７１０で、呼吸の位相が指定位相になったかどうかを判定する。指定位相になっていないときは、走査ガントリ２を回転させた状態で待機する。
【００５６】
心臓の拍動と肺の呼吸はそれぞれ独立しており、一般的にはそれらの周期間に整数比の関係が成立しないから、いずれ必ずＲ波の検出から５０ｍｓ後の検出時期と指定位相とが一致するときがある。
【００５７】
そのとき、ステップ７１２でＸ線を照射し、ステップ７１４で投影データを収集する。走査ガントリ２は７００ｍｓで１回転するので、１スキャンが７００ｍｓで行われ、被検体８の周囲における複数（例えば１０００程度）のビュー方向での投影データが収集される。
【００５８】
図８に、このときのスキャンのタイミング（ｔｉｍｉｎｇ）を、心電波形との関連において示す。同図に示すように、心電周期が例えば８５０ｍｓであるとしたとき、スキャンはＲ波の発生から例えば５０ｍｓ後に開始され、７００ｍｓで１スキャンを完了する。これによって、心電波形のＴ，Ｕ波の発生時期、すなわち、心臓の動きが最も少ない時期に合わせたスキャンが行われる。
【００５９】
一般的にＲ波後４００ｍｓ後が動きが少ないことが知られている。この他、７００ｍｓ後も動きが少ないことが知られている。そこで、心臓の動きが少ない時期（Ｒ波後４００ｍｓ後や７００ｍｓ後）を変更するときは、Ｒ波発生後のスキャン開始時期を調節することにより、スキャン時期が心臓の動きの最も少ない時期に一致するようにする。
【００６０】
呼吸の位相との関係は、例えば図９に示すようになる。すなわち、同図の（ａに示すように、例えば閾値Ａで指定された最大吸気位相においてスキャンが行われる。これに対して、撮影の位相が閾値Ｄで指定されたときは、最大呼気位相におけるスキャンが行われる。
【００６１】
また、図１０に示すように、２つの閾値Ａ，Ｂによりその間に入る位相を指定したときは、最大吸気状態から息を吐き出し始めた位相でスキャンが行われ、図１１に示すように閾値Ｂ，Ｃで位相を指定したときは、最大吸気と最大呼気の中間における位相でスキャンが行われ、図１２に示すように閾値Ｃ，Ｄで位相を指定したときは、最大呼気の直前における位相でのスキャンが行われる。同様にして、閾値を適宜に設定することにより、任意位相においてスキャンを行うことができる。なお、本発明では５つの位相について説明したが、位相数を変えても同様な効果は得られる。
【００６２】
次に、ステップ７１６で、投影データの前処理を行う。前処理には、Ｘ線強度に基づくデータ補正、検出器アレイ２４のチャンネル感度に対応したデータ補正およびその他の所要のデータ補正が含まれる。
【００６３】
前処理には、また、ビューデータの重み付け加算が含まれる。３６０°分のビューデータの重み付け加算を図１３により説明する。同図の（ｃ）に、１スキャンにおける各ビューについて、重み係数の配分の一例を示す。ビューは１スキャンにおける相対角度で表す。なお、同図の（ａ），（ｂ）は、図８の（ａ），（ｂ）と共通である。
【００６４】
同図に示すように、相対角度が０〜１８０°のビューには、０から１まで直線的に増加する重み係数が割り当てられ、相対角度が１８０〜３６０°のビューには、１から０まで直線的に減少する重み係数が割り当てられている。
【００６５】
このような重み係数を用いて、対向ビューデータ同士の重み付け加算が行われる。対向ビューデータとは、被検体８における同一のＸ線経路を互いに逆方向に通過する１対のＸ線によりそれぞれ得られる投影データのことである。そのような対向ビューデータの一方は０〜１８０°の範囲に存在し、他方は１８０〜３６０°の範囲に存在する。そして、一方のデータの重み係数と他方のデータの重み係数の和は１となる。
【００６６】
これら対向ビューデータ同士を、それらが属するビューに割り当てた重み係数を用いて重み付け加算する。このような処理により、１８０°ビューすなわち中央ビューに最大の重み付けをしたビューデータが生成される。
【００６７】
次に、ステップ７１８で、画像再構成を行う。画像再構成は、上記のような前処理をしたビューデータを、例えばフィルタード・バックプロジェクション（ｆｉｌｔｅｒｅｄｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法等によって処理することにより行われる。画像再構成により被検体８の肺野の断層像が得られる。
【００６８】
ビューデータが心臓の動きが最も少ない期間中に収集されたものであり、しかも、上記のような前処理により、中央ビューに最大の重み付けしたビューデータを得るようにしたので、再構成された断層像は、中央ビューの時相を最も強く反映したものとなり、実質的に中央ビューの時相を示す断層像となる。
【００６９】
本例では中央ビューは、Ｒ波の発生時点から４００ｍｓ後の時点に位置するものとしており、心臓の動きが最も少ない期間のほぼ中央に位置するので、撮影した肺野に心臓が含まれる場合でも、再構成画像は心臓の動きによる体動アーチファクトを含まないものとなる。
【００７０】
逆にいえば、このような撮影が行えるように、スキャンの開始時点を調節するれば良い。すなわち、ビューは、角度の絶対値が問題ではなく、どの角度から始まっても３６０°の範囲がであれば良いため、スキャン開始時点を任意に調節することができる。このことから、スキャン開始時点を調整することで、所望する時点が中央ビューとなるように撮影を行うことが可能となる。
【００７１】
なお、Ｘ線照射を早めに開始し遅めに停止することにより、ビューデータを１回転分より余分に収集し、その中の適宜の３６０°分について上記の重み付け加算を行うようにしても良い。これは、実質的なスキャン開始時点の事後調節を可能にし、最も体動アーチファクトが少ない画像を得る点で好ましい。
【００７２】
このようにして１時点の時相を示す断層像を得ることができる。これは、また、吸気または呼気の途中のように、胸郭が動いている最中の呼吸位相で撮影する場合にも、体動アーチファクトの少ない画像を得る点で好ましい。
【００７３】
なお、ビューデータは、心臓の動きが最も少ない期間中に収集されたものであるため、上記のような重み付け加算なしに画像再構成を行っても、心臓の動きによる体動アーチファクトが少ない再構成画像を得ることが可能である。
【００７４】
再構成画像は、ステップ７２０で、表示装置６８により可視像として表示される。再構成画像は、また、記憶装置６６に記憶される。
以上のような肺野の撮影を、連続する複数のスライスについて順次に行うようにしても良い。その場合、どのスライスにおいても予め指定した複数の呼吸位相についてそれぞれ撮影し、それらを各スライスにつき呼吸位相の順番に表示することにより、呼吸に伴う肺の動きをシネ（ｃｉｎｅ）画像として示すことができる。また、複数スライスの断層像から同一の呼吸位相ごとにそれぞれ３次元像を作成すれば、呼吸に伴う肺の動きを３次元シネ画像で示すことができる。
【００７５】
また、放射線による被検体の投影データを心臓の拍動の１周期より短い時間内に３６０°全ビューについて収集でき、複数回転の投影データを連続して収集し、呼吸運動信号、心臓運動信号と投影データを同時に収集できる投影データ収集手段と、投影データ収集手段で得られた投影データ、呼吸運動信号、心臓運動信号から、呼吸に伴う体動の予め指定された位相と、心臓の拍動の１周期における動きが少ない時期が一致した部分の投影データに基づいて断層像を生成する断層像生成手段とを用い、投影データを収集しながら必要な部分の投影データに基づいて断層像を生成する、あるいは、投影データを収集完了後、必要な部分の投影データに基づいて断層像を生成するようにしても良い。
【００７６】
すなわち、例えば図１４に示すように、ヘリカルスキャン（ｈｅｌｉｃａｌｓｃａｎ）あるいはシネスキャン（ｃｉｎｅｓｃａｎ）を行い、（ｃ）に示すようなその投影データ全ビューに付帯させて、信電信号（ｂ）および呼吸信号（ａ）を付けておく。そして、再構成するときに選ばれた呼吸モードで、心臓の動きの少ない部分の投影データを使用して再構成しても良い。
【００７７】
また、放射線による被検体の投影データを心臓の拍動の１周期より短い時間内に３６０°全ビューについて収集でき、連続した複数の位置で複数回転の投影データを連続して収集し、呼吸運動信号、心臓運動信号と投影データを同時に収集できる投影データ収集手段と、前記投影データ収集手段で得られた投影データ、呼吸運動信号、心臓運動信号から、呼吸に伴う体動の予め指定された位相と、心臓の拍動の１周期における動きが少ない時期が一致した部分の投影データに基づいて断層像を生成する断層像生成手段とを用い、投影データを収集しながら必要な部分（呼吸期間）の投影データに基づいて断層像を生成し、あるいは、投影データを収集完了後、必要な部分の投影データに基づいて断層像を生成し、生成された複数画像を並べて３次元表示するようにしても良い。
【００７８】
また、放射線による被検体の投影データを心臓の拍動の１周期より短い時間内に３６０°全ビューについて収集でき、複数回転の投影データを連続して収集し、呼吸運動信号、心臓運動信号と投影データを同時に収集できる投影データ収集手段と、前記投影データ収集手段で得られた投影データ、呼吸運動信号、心臓運動信号から、呼吸に伴う体動の予め指定された位相と、心臓の拍動の１周期における動きが少ない時期が一致した部分の投影データに基づいて断層像を生成する断層像生成手段とを用い、投影データを収集しながら複数の呼吸期間の投影データに基づいて断層像を生成し、あるいは、投影データを収集完了後、複数の呼吸期間の投影データに基づいて断層像を生成し、生成された複数呼吸期間の断層像を並べて表示し、あるいは、生成された複数呼吸期間の断層像を時系列表示して断層像動画表示するようにしても良い。
【００７９】
また、放射線による被検体の投影データを心臓の拍動の１周期より短い時間内に全ビューについて収集するデータ収集手段と、前記データ収集手段が収集した投影データに基づいて断層像を生成する断層像生成手段とを用い、複数の位置、複数の呼吸期間の投影データに基づいて断層像を生成し、生成された複数断層像を並べて３次元表示する、あるいは、生成された複数個吸気管の断層像を並べて表示する、あるいは、生成された複数個吸気管の断層像を自警列表示して断層像動画表示する、もしくは、生成された複数断層像を並べて３次元表示し、それを時系列表示して３次元像を表示するようにしても良い。
【００８０】
以上、肺野を撮影する例について説明したが、断層撮影は肺野に限るものではなく、例えば腹部等、呼吸による体動の影響を受ける部位を撮影するようにしても良いのはいうまでもない。また、３６０°の範囲のビューデータを用いる例で説明したが１８０°の範囲のビューデータを用いるようにしても良い。
【００８１】
また、放射線としてＸ線を用いた例について説明したが、放射線はＸ線に限るものではなく、例えばγ線等の他の種類の放射線であっても良い。ただし、現時点では、Ｘ線がその発生、検出および制御等に関し実用的な手段が最も充実している点で好ましい。
【００８２】
また、被検体が人体である例について述べたが、家畜用のＣＴの場合は対象を家畜にしても同様の効果が得られる。また、同様に産業用ＣＴの場合は、動きのある対象物に対し、動きを検出する複数種類の信号のうちの少なくとも２つを用いて、データ収集を上記のように制御してやれば同様の効果を得ることができる。
【００８３】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、撮影対象の動きによるアーチファクトを最小限に抑え、画質の良好な断層像を得ることを可能とする放射線断層撮影方法および装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】図１に示した装置における検出器アレイの模式的構成図である。
【図３】図１に示した装置におけるＸ線照射・検出装置の模式的構成図である。
【図４】図１に示した装置におけるＸ線照射・検出装置の模式的構成図である。
【図５】心電波形の模式図である。
【図６】呼吸信号波形の模式図である。
【図７】図１に示した装置の動作のフロー図である。
【図８】図１に示した装置のスキャンタイミングを示す図である。
【図９】図１に示した装置のスキャンタイミングを示す図である。
【図１０】図１に示した装置のスキャンタイミングを示す図である。
【図１１】図１に示した装置のスキャンタイミングを示す図である。
【図１２】図１に示した装置のスキャンタイミングを示す図である。
【図１３】図１に示した装置におけるビューデータの重み付けを示す図である。
【図１４】図１に示した装置のスキャンタイミングを示す図である。
【符号の説明】
２走査ガントリ
２０Ｘ線管
２２コリメータ
２４検出器アレイ
２６データ収集部
２８Ｘ線コントローラ
３０コリメータコントローラ
３２回転部
３４回転コントローラ
３６心臓モニタ
３８呼吸モニタ
４撮影テーブル
６操作コンソール
６０中央処理装置
６２制御インタフェース
６４データ収集バッファ
６６記憶装置
６８表示装置
７０操作装置[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation tomography method and apparatus, and more particularly to a radiation tomography method and apparatus for performing imaging without stopping movement of a subject.
[0002]
[Prior art]
An example of a radiation tomography apparatus is an X-ray CT (computed tomography) apparatus. In the X-ray CT apparatus, X-rays are used as radiation. An X-ray tube or the like is used for X-ray generation.
[0003]
An X-ray irradiation apparatus including an X-ray tube irradiates an X-ray beam (beam) having a spread (width) including an imaging range and a thickness in a direction perpendicular thereto. The thickness of the X-ray beam can be changed by adjusting the opening degree of the X-ray passage aperture of the collimator, thereby adjusting the slice thickness of imaging.
[0004]
The X-ray detection apparatus has a multi-channel X-ray detector in which a large number (for example, about 1000) of X-ray detection elements are arranged in an array in the width direction of the X-ray beam. To detect X-rays.
[0005]
The X-ray irradiation / detection device is rotated around the subject (scan: scan), and a projection image (projection) of the subject by X-rays is obtained in each of a plurality of view directions around the subject. Based on these projections, a tomographic image is generated (reconstructed).
[0006]
By the way, in the X-ray CT apparatus, the state of the lung may be imaged. At this time, while the breathing cycle is about 5 seconds, in recent years, scanning has become faster, so that it is possible to take a picture without causing the subject to hold his / her breath. Therefore, based on the respiratory signal, scanning is performed in accordance with the time when the body movement during the maximum inspiration or the maximum exhalation is small, and imaging of the lung field or the like is performed.
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
However, if the scan portion includes the heart, there is a problem in that body motion artifacts are generated in the reconstructed image, and the quality of the image is deteriorated. This is because the heart rate is 0.8 to 1 second, and one scan is performed within the same time, so that the heart rate may be included in one scan width. That is, the image quality of the reconstructed image greatly depends on other operating factors such as cardiac motion other than breathing motion. This is a problem that occurs regardless of the type of subject when the subject is accompanied by an action.
[0008]
The present invention has been made to solve the above-described problems, and its object is to capture the influence of the motion of the subject, for example, the body motion in the case of a human body, when taking a radiation tomographic image of the subject with motion. To realize a radiation tomography method and apparatus capable of minimizing artifacts and obtaining a tomographic image with good image quality.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
(1) A first invention that solves the above-described problem is a radiation that collects projection data based on radiation of a subject that emits a plurality of types of signals related to operation, and generates a tomographic image based on the collected projection data. In the tomography method, the projection data is collected in a state in which a predetermined phase of the first signal emitted from the subject coincides with a predetermined phase of at least one signal different from the first signal. This is a characteristic radiation tomography method.
[0010]
(2) In a second invention for solving the above-described problem, the predetermined phase of the first signal emitted from the subject indicates a state in which an operation related to the first signal of the subject is small. The radiation tomography method according to (1), characterized in that:
[0011]
(3) According to a third invention for solving the above problem, an operation in which a predetermined phase of the at least one signal different from the first signal emitted by the subject is related to the signal of the subject. The radiation tomography method according to (1) or (2), wherein the phase indicates a small state.
[0012]
(4) In a fourth invention for solving the above-described problem, projection data based on radiation of the subject is collected in a time shorter than one cycle of the first signal emitted by the subject, and the first signal (1) to (3), wherein the projection data is collected in a state in which a predetermined phase of the signal coincides with a predetermined phase of the at least one kind of signal different from the predetermined phase of the signal in one cycle of It is a radiation tomography method as described in any one of them.
[0013]
(5) A fifth invention for solving the above-described problem is characterized in that the plurality of types of signals related to the movements of the subject are a cardiac motion signal and / or a respiratory motion signal. This is a radiation tomography method.
[0014]
(6) In a sixth invention for solving the above-described problem, among the plurality of types of signals emitted from the subject, the first signal is a cardiac motion signal, and a predetermined phase of the first signal is The radiation tomography method according to (5), wherein the phase indicates a state in which there is little movement in a heart beat.
[0015]
(7) A seventh invention for solving the above-described problem is characterized in that a second signal different from the first signal among the plurality of types of signals emitted from the subject is a respiratory motion signal. The radiation tomography method according to (5) or (6).
[0016]
(8) In an eighth invention for solving the above-described problem, a second signal different from the first signal among the plurality of types of signals emitted by the subject is a respiratory motion signal, and the second The radiation tomography method according to (5) or (6), wherein the predetermined phase of the signal is a phase indicating a state in which the movement in the respiratory motion is small.
[0017]
(9) In a ninth invention that solves the above-described problem, of the plurality of types of signals emitted by the subject, the first signal is a cardiac motion signal, and is shorter than one cycle of the heart beat. Projection data based on the radiation of the subject is collected over time, and projection is performed in a state where a predetermined phase of the signal and a predetermined phase of the at least one signal different from the predetermined phase coincide with each other in one cycle of the cardiac motion signal. The radiation tomography method according to any one of (5) to (8), wherein data is collected.
[0018]
(10) A tenth invention for solving the above-described problem is a data collection means for collecting projection data based on radiation of a subject that emits a plurality of types of signals related to operation, and projection data collected by the data collection means. A radiation tomography apparatus having a tomogram generation means for generating a tomogram based on the data acquisition means, wherein the data acquisition means is different from at least a predetermined phase of the first signal generated by the subject and the first signal A radiation tomography apparatus that collects projection data in a state where predetermined phases of one kind of signals coincide with each other.
[0019]
(11) In an eleventh aspect of the present invention for solving the above-described problem, the predetermined phase of the first signal emitted from the subject indicates a state in which an operation related to the first signal of the subject is small. The radiation tomography apparatus according to (10), characterized in that:
[0020]
(12) In a twelfth invention for solving the above-described problem, an operation in which a predetermined phase of the at least one signal different from the first signal emitted by the subject is related to the signal of the subject. The radiation tomography apparatus according to (10) or (11), wherein the phase indicates a small state.
[0021]
(13) In a thirteenth invention for solving the above-described problem, the data collection unit collects projection data based on radiation of the subject in a time shorter than one cycle of the first signal emitted by the subject. The projection data is collected in a state in which a predetermined phase of the signal coincides with a predetermined phase of the at least one signal different from the predetermined phase in one cycle of the first signal (10). ) To (12). The radiation tomography apparatus according to any one of the above.
[0022]
(14) According to a fourteenth aspect of the invention for solving the above-described problem, the plurality of types of signals relating to the movements of the subject are a heart motion signal and / or a respiratory motion signal. This is a radiation tomography apparatus.
[0023]
(15) In a fifteenth invention for solving the above problem, among the plurality of types of signals emitted by the subject, the first signal is a cardiac motion signal, and a predetermined phase of the first signal is The radiation tomography apparatus according to (14), characterized in that the phase indicates a state in which there is little movement in a heart beat.
[0024]
(16) The sixteenth invention for solving the above-described problem is characterized in that a second signal different from the first signal among the plurality of types of signals emitted by the subject is a respiratory motion signal. The radiation tomography apparatus according to (14) or (15).
[0025]
(17) In a seventeenth invention for solving the above-described problem, a second signal different from the first signal among the plurality of types of signals emitted by the subject is a respiratory motion signal. The radiation tomography apparatus according to (14) or (15), wherein the predetermined phase of the signal is a phase indicating a state in which movement in respiratory motion is small.
[0026]
(18) In an eighteenth aspect of the present invention for solving the above problem, the first signal is a cardiac motion signal among the plurality of types of signals emitted by the subject, and the data collection means Projection data by radiation of the subject is collected in a time shorter than one cycle of the subject, and a predetermined phase of the at least one signal different from the predetermined phase of the signal in one cycle of the cardiac motion signal The radiation tomography apparatus according to any one of (14) to (17), wherein projection data is collected in a state in which the two coincide with each other.
[0027]
In any one of the first to eighteenth inventions, the predetermined phase is a plurality of phases different from each other in one cycle of the respiratory motion signal, and tomographic images having various phases are obtained. This is preferable.
[0028]
In that case, it is preferable that the plurality of phases are substantially continuous phases from the viewpoint of capturing images that change continuously with respiration.
In any one of the first invention to the eighteenth invention, it is preferable that the subject is a livestock because it contributes to livestock medicine.
[0029]
(Ii) According to another aspect of the invention for solving the above-described problems, projection data of a subject by radiation can be collected for all 360 ° views within a time shorter than one cycle of heart pulsation, and projection data of a plurality of rotations From the projection data, respiratory motion signal, and heart motion signal obtained by the projection data acquisition means, and the respiratory motion signal, cardiac motion signal and projection data can be collected simultaneously. A tomographic imaging apparatus comprising: a tomographic image generation unit configured to generate a tomographic image based on a projection data of a portion in which a pre-designated phase of accompanying body motion coincides with a projection data of a portion in which a motion in one cycle of heart pulsation is low However, while collecting projection data, a tomographic image is generated based on the projection data of the necessary part, or after the projection data is collected, the tomogram is generated based on the projection data of the necessary part. To produce an image, it is a radiation tomography apparatus according to claim.
[0030]
(B) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, projection data of a subject by radiation can be collected for all 360 ° views within a time shorter than one cycle of the heart beat, and a plurality of consecutive positions are collected. Projection data collecting means for continuously collecting projection data of a plurality of rotations, and simultaneously collecting respiratory motion signals, cardiac motion signals and projection data, and projection data, respiratory motion signals, and heart obtained by the projection data collection means A tomographic image generating means for generating a tomographic image from a motion signal based on projection data of a portion in which a pre-designated phase of body movement associated with breathing coincides with a period in which there is little movement in one cycle of heart beat; A tomographic imaging apparatus that generates tomographic images based on projection data of a necessary part (breathing period) while collecting projection data, or is necessary after completing the collection of projection data And generating a tomographic image based on the portion of the projection data, a radiation tomography apparatus characterized by a plurality of images generated can be displayed three-dimensionally by arranging the.
[0031]
In another aspect of the invention for solving the above problem, projection data of a subject by radiation can be collected for all 360 ° views within a time shorter than one cycle of heart beat, and projection data of a plurality of rotations can be obtained. From the projection data, respiratory motion signal, and heart motion signal obtained by the projection data acquisition means, and the respiratory motion signal, cardiac motion signal and projection data can be collected simultaneously. A tomographic imaging apparatus comprising: a tomographic image generation unit configured to generate a tomographic image based on a projection data of a portion in which a pre-designated phase of accompanying body motion coincides with a projection data of a portion in which a motion in one cycle of heart pulsation is low In addition, while collecting projection data, a tomographic image is generated based on projection data for a plurality of breathing periods, or after projection data collection is completed, based on projection data for a plurality of breathing periods. The tomogram can be generated and the generated tomograms of multiple breathing periods can be displayed side by side, or the tomograms of the generated multiple breathing periods can be displayed in time series to display a tomogram moving image. It is a tomography apparatus.
[0032]
(Ii) In another aspect of the invention for solving the above-mentioned problems, there is provided data collection means for collecting projection data of a subject by radiation for all views within a time shorter than one cycle of heart beat, and the data collection A tomography apparatus having tomographic image generation means for generating a tomographic image based on projection data collected by the means for generating and generating a tomographic image based on projection data of a plurality of positions and a plurality of breathing periods Multiple tomographic images can be displayed side-by-side and displayed three-dimensionally, or generated tomographic images of multiple intake pipes can be displayed side-by-side, or generated tomographic images of multiple intake pipes can be displayed in a warning line and tomographic image display A radiation tomography apparatus capable of displaying a three-dimensional image by arranging a plurality of generated tomographic images side by side and displaying them in a three-dimensional manner.
[0033]
In any one of the inventions (i) to (ii), it is preferable that the subject is a livestock in terms of contribution to livestock medicine.
(Operation) In the present invention, projection data is collected at a time when there is little movement of the subject, and a tomographic image with little influence of body movement is obtained.
[0034]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of an X-ray CT apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the radiation tomography apparatus of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the apparatus.
[0035]
As shown in FIG. 1, the apparatus includes a scanning gantry 2, an imaging table 4, and an operation console 6. The scanning gantry 2 has an X-ray tube 20 as a radiation source. X-rays (not shown) radiated from the X-ray tube 20 are shaped by the collimator 22 into, for example, a fan-shaped X-ray beam, that is, a fan beam, and are irradiated to the detector array 24. The detector array 24 has a plurality of X-ray detection elements arranged in an array along the spread of the fan-shaped X-ray beam. The configuration of the detector array 24 will be described later.
[0036]
The X-ray tube 20, the collimator 22, and the detector array 24 constitute an X-ray irradiation / detection device. The configuration of the X-ray irradiation / detection apparatus will be described later. A data collection unit 26 is connected to the detector array 24. The data collecting unit 26 collects detection data of individual X-ray detection elements of the detector array 24.
[0037]
X-ray irradiation from the X-ray tube 20 is controlled by an X-ray controller 28. The connection relationship between the X-ray tube 20 and the X-ray controller 28 is not shown. The collimator 22 is controlled by a collimator controller 30. The connection relationship between the collimator 22 and the collimator controller 30 is not shown.
[0038]
The X-ray tube 20 or the collimator controller 30 described above is mounted on the rotating unit 32 of the scanning gantry 2. The rotating part 32 can be continuously rotated endlessly. The rotation of the rotating unit 32 is controlled by the rotation controller 34 and is rotated once, for example, in 700 ms. That is, one scan is completed in 700 ms. The connection relationship between the rotating unit 32 and the rotation controller 34 is not shown.
[0039]
The device is also connected to a heart monitor 36 and a respiratory monitor 38. The heart monitor 36 is, for example, an electrocardiograph, and obtains a signal indicating the heart motion of the subject, such as an electrocardiogram signal. An electrocardiogram signal is an example of an embodiment of a cardiac motion signal in the present invention. The cardiac motion signal is not limited to an electrocardiogram signal, and may be a magnetocardiogram signal, for example.
[0040]
The respiratory monitor 38 obtains a respiratory signal of the subject, and is configured using, for example, a detector that detects the movement of the thorax, a detector that detects exhalation or inspiration in the nostrils, and the like. The respiratory signal is an example of an embodiment of the respiratory motion signal in the present invention.
[0041]
The imaging table 4 carries a subject (not shown) into and out of the X-ray irradiation space of the scanning gantry 2. The relationship between the subject and the X-ray irradiation space will be described later.
[0042]
The operation console 6 has a central processing unit 60. The central processing unit 60 is an example of an embodiment of tomographic image generation means in the present invention. The central processing unit 60 is configured by, for example, a computer. A control interface 62 is connected to the central processing unit 60. The control gantry 2 and the imaging table 4 are connected to the control interface 62.
[0043]
The central processing unit 60 controls the scanning gantry 2 and the imaging table 4 through the control interface 62. The data collection unit 26, the X-ray controller 28, the collimator controller 30 and the rotation controller 34 in the scanning gantry 2 are controlled through the control interface 62. Illustration of individual connections between these units and the control interface 62 is omitted. In the scanning gantry 2, signals are exchanged between the rotating unit 32 and the fixed unit through a sliding contact such as a slip ring or non-contact signal transmission means using, for example, electromagnetic coupling. Done.
[0044]
A data collection buffer 64 is also connected to the central processing unit 60. The data collection buffer 64 is connected to the data collection unit 26, the heart monitor 36, and the respiratory monitor 38 of the scanning gantry 2, and the data collected by the data collection unit 26, the detection signal of the heart monitor 36, and the detection signal of the respiratory monitor 38. Each is designed to be entered. The data collection buffer 64 has a function of temporarily storing input data. The portion comprising the scanning gantry 2 and the data collection buffer 64 is an example of an embodiment of the data collection means in the present invention.
[0045]
A storage device 66 is also connected to the central processing unit 60. The storage device 66 stores various data, reconstructed images, programs, and the like. Further, a display device 68 and an operation device 70 are connected to the central processing unit 60, respectively. The display device 68 displays a reconstructed image and other information output from the central processing unit 60. The operation device 70 is operated by an operator and inputs various commands and information to the central processing unit 60.
[0046]
FIG. 2 shows a schematic configuration of the detector array 24. The detector array 24 forms a multi-channel X-ray detector in which a large number (for example, about 1000) of X-ray detection elements 24 (i) are arranged in an arc shape. i is a channel number, for example, i = 1 to 1000.
[0047]
FIG. 3 shows the interrelationship among the X-ray tube 20, the collimator 22, and the detector array 24 in the X-ray irradiation / detection apparatus. 3A is a front view, and FIG. 3B is a side view. As shown in the figure, the X-rays radiated from the X-ray tube 20 are shaped by the collimator 22 into a fan-shaped X-ray beam 40 and irradiated to the detector array 24. FIG. 3A shows the spread of the fan-shaped X-ray beam 40, that is, the width of the X-ray beam 40. In FIG. 3B, the thickness of the X-ray beam 40 is shown.
[0048]
The body axis is crossed over the fan surface of the X-ray beam 40, and the subject 8 placed on the imaging table 4 is carried into the X-ray irradiation space, for example, as shown in FIG. A projection image (projection) of the subject 8 sliced by the X-ray beam 40 is projected onto the detector array 24. The thickness of the X-ray beam 40 at the isocenter of the subject 8 gives the slice thickness th of the subject 8. The slice thickness th is determined by the aperture of the collimator 22.
[0049]
The operation of this apparatus will be described. During the operation of this apparatus, the heart monitor 36 and the respiration monitor 38 measure signals indicating the heart and thorax movements of the subject 8 and constantly input them to the operation console 6.
[0050]
A schematic diagram of the electrocardiographic waveform detected by the heart monitor 36 is shown in FIG. As shown in the figure, the electrocardiographic waveform includes six spike waves of P wave to U wave in one cycle. P waves are generated during contraction of the atria. Q, R, and S waves are generated during contraction of the myocardium when ejecting blood. The T and U waves are generated when the heart is in a waiting state before starting the next cycle. In the standby state, the heart moves the least. One cycle RR of the electrocardiographic waveform is typically about 800 to 1000 ms.
[0051]
A schematic diagram of a respiratory signal waveform detected by the respiratory monitor 38 is shown in FIG. As shown in the figure, the respiratory signal is a signal whose amplitude changes in response to expansion and contraction of the thorax during inspiration and expiration, the maximum value of the amplitude indicates the maximum inspiration state, and the minimum value is the maximum expiration Represents a state. One cycle of the respiratory signal is typically around 5 seconds.
[0052]
FIG. 7 shows a flow chart of the operation of this apparatus. The operation of this apparatus proceeds under the control of the central processing unit 60 based on instructions from the operator. As shown in the figure, in step 702, the operator inputs photographing conditions through the operation device 70. The imaging conditions include tube voltage, tube current, slice thickness, slice position, and the like. Hereinafter, an example in which the slice position is set to the lung field will be described.
[0053]
The imaging conditions also include phase designation for designating which phase of the respiratory motion of the subject 8 is to be imaged. The designation of the respiratory phase is performed using a threshold value for determining the level (level) of the output signal of the respiratory monitor 38, for example. The threshold value corresponding to the desired respiratory phase is determined based on the output signal of the respiratory monitor 38 measured in advance.
[0054]
Next, in step 704, the imaging table 4 on which the subject 8 is mounted is positioned based on a command from the operator. After the positioning, in step 706, the rotation unit 32 of the scanning gantry 2 starts to rotate. That is, the X-ray irradiation / detection device including the X-ray tube 20, the collimator 22, and the detector array 24 rotates around the body axis of the subject 8 while maintaining their mutual relationship. The rotation speed is, for example, a speed that rotates once in 700 ms. Hereinafter, the rotation of the rotating unit 32 of the scanning gantry 2 is simply referred to as the rotation of the scanning gantry 2.
[0055]
Next, in step 708, it is determined whether or not an R wave of the electrocardiographic waveform has been detected. As long as the R wave is not detected, the apparatus waits while the scanning gantry 2 is rotated. When the R wave is detected, for example, in step 710, 50 ms after the R wave is detected, it is determined whether or not the phase of respiration has become the designated phase. When it is not in the designated phase, it waits with the scanning gantry 2 rotated.
[0056]
Since the heart beat and the lung respiration are independent of each other, and generally there is no integer ratio relationship between the cycles, the detection timing and the specified phase after 50 ms from the detection of the R wave will surely occur. There are times when they match.
[0057]
At that time, X-rays are irradiated in step 712, and projection data is collected in step 714. Since the scanning gantry 2 rotates once in 700 ms, one scan is performed in 700 ms, and projection data in a plurality of (for example, about 1000) view directions around the subject 8 is collected.
[0058]
FIG. 8 shows the timing of scanning at this time in relation to the electrocardiogram waveform. As shown in the figure, when the electrocardiographic period is 850 ms, for example, the scan is started, for example, 50 ms after the generation of the R wave, and one scan is completed in 700 ms. As a result, scanning is performed in accordance with the generation time of the T and U waves of the electrocardiogram waveform, that is, the time when the heart motion is least.
[0059]
It is generally known that there is little movement 400 ms after the R wave. In addition, it is known that there is little movement after 700 ms. Therefore, when changing the time when the heart motion is low (after 400 ms or 700 ms after the R wave), the scan time coincides with the time when the heart motion is the least by adjusting the scan start time after the R wave is generated. To do.
[0060]
The relationship with the phase of respiration is, for example, as shown in FIG. That is, as shown in (a) of the figure, for example, scanning is performed at the maximum inspiration phase designated by the threshold A. On the other hand, when the imaging phase is designated by the threshold D, the scanning is performed at the maximum expiration phase. A scan is performed.
[0061]
Also, as shown in FIG. 10, when a phase that falls between the two thresholds A and B is designated, a scan is performed at the phase at which breathing has started from the maximum inspiratory state, and the threshold value B as shown in FIG. , C, the scan is performed with a phase between the maximum inspiration and the maximum expiration, and when the phase is specified with the thresholds C, D as shown in FIG. 12, the phase immediately before the maximum expiration is detected. Scan is performed. Similarly, scanning can be performed in an arbitrary phase by appropriately setting a threshold value. In the present invention, although five phases have been described, the same effect can be obtained even if the number of phases is changed.
[0062]
Next, in step 716, preprocessing of projection data is performed. Preprocessing includes data correction based on X-ray intensity, data correction corresponding to the channel sensitivity of the detector array 24, and other required data corrections.
[0063]
Preprocessing also includes weighted addition of view data. The weighted addition of 360 ° view data will be described with reference to FIG. FIG. 6C shows an example of weight coefficient distribution for each view in one scan. The view is expressed as a relative angle in one scan. In addition, (a), (b) of the figure is common with (a), (b) of FIG.
[0064]
As shown in the figure, a view having a relative angle of 0 to 180 ° is assigned a weighting factor that increases linearly from 0 to 1, and a view having a relative angle of 180 to 360 ° is assigned from 1 to 0. A linearly decreasing weighting factor is assigned.
[0065]
Using such a weighting factor, weighted addition between the opposing view data is performed. Opposite view data is projection data respectively obtained by a pair of X-rays that pass through the same X-ray path in the subject 8 in opposite directions. One of such opposing view data exists in the range of 0 to 180 °, and the other exists in the range of 180 to 360 °. The sum of the weight coefficient of one data and the weight coefficient of the other data is 1.
[0066]
These opposing view data are weighted and added using a weighting factor assigned to the view to which they belong. By such processing, view data with maximum weighting is generated for the 180 ° view, that is, the center view.
[0067]
Next, in step 718, image reconstruction is performed. The image reconstruction is performed by processing the preprocessed view data as described above by, for example, a filtered back projection method. A tomographic image of the lung field of the subject 8 is obtained by image reconstruction.
[0068]
Since the view data was collected during the period when the heart motion was the least, and the pre-processing as described above obtained the maximum weighted view data for the central view, the reconstructed tomogram The image most strongly reflects the time phase of the central view, and is substantially a tomographic image showing the time phase of the central view.
[0069]
In this example, the central view is assumed to be located at a time point 400 ms after the generation time of the R wave, and is located in the approximate center of the period in which the heart motion is the smallest, so even if the captured lung field includes the heart. The reconstructed image does not include body motion artifacts due to the motion of the heart.
[0070]
In other words, it is only necessary to adjust the start time of scanning so that such shooting can be performed. In other words, the absolute value of the angle is not a problem in the view, and it is only necessary to have a range of 360 ° from any angle. Therefore, the scan start point can be arbitrarily adjusted. Thus, by adjusting the scan start time, it is possible to perform shooting so that the desired time becomes the central view.
[0071]
Note that by starting X-ray irradiation early and stopping late, view data may be collected in excess of one rotation, and the above-described weighted addition may be performed for an appropriate 360 ° thereof. . This is preferable in that it allows a post-adjustment of a substantial scan start time and obtains an image with the least body motion artifact.
[0072]
In this way, a tomographic image showing a time phase at one time point can be obtained. This is also preferable from the viewpoint of obtaining an image with few body movement artifacts even when imaging is performed in the respiratory phase while the rib cage is moving, such as during inspiration or expiration.
[0073]
Since the view data is collected during a period in which the heart motion is the least, even if image reconstruction is performed without the weighted addition as described above, reconstruction with less body motion artifacts due to heart motion is performed. An image can be obtained.
[0074]
The reconstructed image is displayed as a visible image on the display device 68 at step 720. The reconstructed image is also stored in the storage device 66.
The imaging of the lung field as described above may be sequentially performed for a plurality of consecutive slices. In that case, a plurality of pre-designated respiratory phases in each slice are captured and displayed in the order of the respiratory phases for each slice, thereby showing lung motion associated with breathing as a cine image. it can. In addition, if a three-dimensional image is created for each identical respiratory phase from a plurality of slice tomographic images, the movement of the lung accompanying respiration can be shown as a three-dimensional cine image.
[0075]
Moreover, the projection data of the subject by radiation can be collected for all 360 ° views within a time shorter than one cycle of the heart beat, and projection data of multiple rotations are continuously collected, and respiratory motion signals, cardiac motion signals, Projection data collection means capable of collecting projection data simultaneously, projection data obtained by the projection data collection means, respiratory motion signal, heart motion signal, a pre-designated phase of body movement accompanying breathing, and heart pulsation Using a tomographic image generation means for generating a tomographic image based on projection data of a portion where the motions in one cycle coincide with each other, a tomographic image is generated based on the projection data of a necessary portion while collecting the projection data. Alternatively, a tomographic image may be generated based on projection data of a necessary part after the acquisition of projection data is completed.
[0076]
That is, for example, as shown in FIG. 14, a helical scan or a cine scan is performed and attached to the entire view of the projection data as shown in (c). A respiration signal (a) is attached. Then, reconstruction may be performed using projection data of a portion with little heart motion in the respiration mode selected at the time of reconstruction.
[0077]
In addition, the projection data of the subject by radiation can be collected for all 360 ° views within a time shorter than one cycle of the heart beat, and projection data of multiple rotations are continuously collected at a plurality of consecutive positions to perform respiratory motion. Projection data collecting means capable of simultaneously collecting signals, cardiac motion signals and projection data; and projection data, respiratory motion signals, and cardiac motion signals obtained by the projection data collection means, and a predetermined phase of body movement accompanying breathing And a tomographic image generating means for generating a tomographic image based on projection data of a portion in which a period of little movement in one cycle of the heart beat coincides, and a necessary portion (breathing period) while collecting projection data Generate tomographic images based on the projection data, or after completing the collection of projection data, generate tomographic images based on the projection data of the required part, and arrange the generated multiple images It is also possible to dimension display.
[0078]
Moreover, the projection data of the subject by radiation can be collected for all 360 ° views within a time shorter than one cycle of the heart beat, and projection data of multiple rotations are continuously collected, and respiratory motion signals, cardiac motion signals, Projection data collecting means capable of collecting projection data simultaneously, projection data obtained by the projection data collecting means, respiratory motion signal, heart motion signal, a pre-designated phase of body movement accompanying breathing, and heart pulsation Using a tomographic image generating means for generating a tomographic image based on projection data of a portion in which periods of little movement in one cycle coincide with each other, and collecting tomographic images based on projection data of a plurality of respiratory periods while collecting the projection data Generate or generate tomographic images based on projection data for multiple breathing periods after completing the collection of projection data, and display the generated tomographic images for multiple breathing periods side by side. May be displayed tomographic image moving the tomographic image of the generated plurality respiratory period time series displayed to.
[0079]
Further, data collection means for collecting projection data of a subject by radiation for all views within a time shorter than one cycle of heart beat, and a tomogram for generating a tomographic image based on the projection data collected by the data collection means And generating a tomographic image based on projection data of a plurality of positions and a plurality of breathing periods and displaying the generated plurality of tomographic images side by side or displaying the generated plurality of inspiratory tubes. Display tomographic images side-by-side, display generated tomographic images of multiple intake pipes, display tomographic images, or display generated multiple tomographic images side-by-side and display them in 3D Then, a three-dimensional image may be displayed.
[0080]
As mentioned above, although the example which image | photographs a lung field was demonstrated, tomography is not restricted to a lung field, For example, you may make it image | photograph the site | part affected by the body movement by respiration, such as an abdomen. Absent. Moreover, although the example using the view data in the range of 360 ° has been described, the view data in the range of 180 ° may be used.
[0081]
Further, although an example using X-rays as radiation has been described, the radiation is not limited to X-rays, and may be other types of radiation such as γ-rays, for example. However, at the present time, X-rays are preferred in that they have the most practical means for their generation, detection and control.
[0082]
Further, an example in which the subject is a human body has been described, but in the case of CT for livestock, the same effect can be obtained even if the subject is livestock. Similarly, in the case of industrial CT, the same effect can be obtained if data collection is controlled as described above using at least two of a plurality of types of signals for detecting movement of a moving object. Can be obtained.
[0083]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, it is possible to realize a radiation tomography method and apparatus capable of obtaining a tomographic image with good image quality while minimizing artifacts due to movement of an imaging object. it can.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an exemplary apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic configuration diagram of a detector array in the apparatus shown in FIG. 1;
3 is a schematic configuration diagram of an X-ray irradiation / detection device in the apparatus shown in FIG. 1. FIG.
4 is a schematic configuration diagram of an X-ray irradiation / detection device in the apparatus shown in FIG. 1. FIG.
FIG. 5 is a schematic diagram of an electrocardiogram waveform.
FIG. 6 is a schematic diagram of a respiratory signal waveform.
7 is a flowchart of the operation of the apparatus shown in FIG.
FIG. 8 is a diagram showing scan timings of the apparatus shown in FIG.
FIG. 9 is a diagram showing scan timings of the apparatus shown in FIG.
10 is a diagram showing scan timing of the apparatus shown in FIG. 1. FIG.
11 is a diagram showing scan timing of the apparatus shown in FIG. 1; FIG.
12 is a diagram showing scan timing of the apparatus shown in FIG. 1. FIG.
FIG. 13 is a diagram showing weighting of view data in the apparatus shown in FIG. 1;
14 is a diagram showing scan timings of the apparatus shown in FIG. 1. FIG.
[Explanation of symbols]
2 Scanning gantry
20 X-ray tube
22 Collimator
24 Detector array
26 Data collection unit
28 X-ray controller
30 Collimator controller
32 Rotating part
34 Rotation controller
36 Heart monitor
38 Respiration monitor
4 Shooting table
6 Operation console
60 Central processing unit
62 Control interface
64 Data collection buffer
66 Storage device
68 display devices
70 Operating device

Claims

Data collection means for collecting projection data by radiation of a subject that emits a plurality of types of signals related to operation;
A tomographic image generating means for reconstructing a tomographic image based on the projection data collected by the data collecting means;
A radiation tomography apparatus comprising:
The data collection means has at least a phase that indicates a state in which an operation related to the first signal of the subject of the first signal emitted by the subject is small and the first signal is different from the first signal. Projection data comprising 360 ° view data continuously collected during one period of the first signal in a state in which predetermined phases of one kind of signals coincide with each other, The projection data is collected so that a central view of the view data is positioned at a time phase in which the movement of the subject in the phase is relatively small ;
The tomographic image generation unit performs image reconstruction using the projection data obtained by performing weighted addition of opposing data , wherein the view data is weighted to the central view with the maximum weight. .

The predetermined phase of the at least one signal different from the first signal emitted by the subject is a phase indicating a state in which an operation related to the signal of the subject is small. Item 1. The radiation tomography apparatus according to Item 1.

The phase of the first signal indicating that the operation related to the first signal of the subject is small is a time shorter than one cycle of the first signal emitted by the subject. The radiation tomography apparatus according to claim 1 or 2.

The radiation tomography apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein the plurality of types of signals related to the movements of the subject are cardiac motion signals and / or respiratory motion signals. .

The radiation tomography apparatus according to claim 4, wherein the first signal among the plurality of types of signals generated by the subject is a cardiac motion signal.

The radiation tomography apparatus according to claim 4, wherein a second signal different from the first signal among the plurality of types of signals generated by the subject is a respiratory motion signal.

Of the plurality of types of signals emitted by the subject, a second signal different from the first signal is a respiratory motion signal, and a predetermined phase of the second signal is in a state where there is little motion in the respiratory motion. The radiation tomography apparatus according to claim 6, wherein the phase is a phase to be shown.

Among the plurality of types of signals emitted by the subject, the first signal is a cardiac motion signal, and the data collection means projects the radiation of the subject in a time shorter than one cycle of the heart beat. Collecting data, and collecting projection data in a state in which a predetermined phase of the signal and a predetermined phase of the at least one kind of signal different from each other coincide in one cycle of the cardiac motion signal. The radiation tomography apparatus according to claim 5.

5. The plurality of types of signals generated by the subject, wherein the first signal is a cardiac motion signal, and a signal different from the first signal is a respiratory motion signal. The radiation tomography apparatus according to claim 8.