JP2005125084A - 放射線撮像装置及び撮像方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 被検体の心臓の拍動によるアーチファクトを低減したＣＴ画像を得る。
【解決手段】 Ｘ線発生手段１１と二次元検出器１２が形成する撮像領域中において、被検体Ｐを回転テーブル１３により回転させながら、Ｘ線発生手段１１から発生し被検体Ｐを透過したＸ線を二次元検出器１２により二次元分布として検出し、被検体Ｐが持つ固有の心拍変動を検出してその周期ｐを計算し、この周期ｐに対する静止期間の比率ｑを決定し、周期ｐ及び比率ｑを基に１回転の回転時間ｔを計算して、回転テーブル１３を回転させる。
【選択図】 図１

Description

本発明は、例えばＸ線等の放射線を利用して画像撮影を行うＸ線ＣＴ（Computer Tomography：コンピュータ断層撮影）装置等において、被検体が持つ変動の影響を除去して、被検体内の放射線特性分布を画像化する放射線撮像装置及び撮像方法に関するものである。

従来から、被検体に対してＸ線を曝射し、被検体を透過或いは被検体で散乱したＸ線をＸ線検出器で検出し、このＸ線検出出力（Ｘ線のフォトン数）に基づいて被検体の透視画像、断層像又は三次元画像を撮像するＸ線ＣＴ装置が知られている。

このようなＸ線ＣＴ装置として、コーンビームＣＴ（ＣＢＣＴ：Cone Beam CT）装置が開発されている。通常のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線ビームはＺ方向に薄く切り出されており、ファンビームと呼ばれるが、コーンビームＣＴでは、Ｚ方向にもコーン状（円錐状）に広がったＸ線ビームを用い、このＸ線ビームはコーンビームと呼ばれる。

そして、このＣＢＣＴとしてＲＯＷが１列だけの従来型ＣＴに対し、所謂第３世代型又はＲ／Ｒ型と呼ばれる方式に相当する形式が検討されている。この第３世代型ＣＴとは、Ｘ線源と検出器のペアが被検体の周囲を回転しながら走査し投影データの収集を行うものである。

図６はＣＢＣＴ装置の一例を示し、第３世代型ＣＴ装置に属するものであり、Ｚ軸を回転軸として、Ｘ線源１と共にＸ線検出器２も被検者Ｐの周囲を回転し、１回転で関心領域の走査を終える。

通常のＸ線ＣＴ装置では、チャンネル（ＣＨ）方向にサンプリングするために、検出素子がＣＨ方向に１ライン並んでおり、個々の素子はチャンネル番号で識別される。これに対しＣＢＣＴ装置では、検出素子が更にＺ方向（ＲＯＷ方向）にも配列されている。即ち、ＣＢＣＴ装置におけるＸ線検出器２は、検出素子が直交格子状に二次元配置されて構成されている。

このようなＣＢＣＴ装置によれば、検出素子をＺ方向（ＲＯＷ方向）及びＣＨ方向の２方向に格子状に配置してＸ線検出器２を構成すると共に、Ｘ線をＺ方向にも厚みを持たせてコーン状に曝射することによって、複数列分の投影データを一括して得ることができる。

複数のスライスを同時に撮影する場合に問題となるのはコーン角である。コーン角が大きな領域では、断面内を透過するＸ線ビームが欠如するので再構成エラーを生ずる。これを回避するには、Ｘ線焦点とＦＰＤ（フラットパネルディテクタ）の距離（ＦＤＤ）を大きくし、コーン角を小さくすればよい。

しかし、距離を大きくすると撮影系が大きくなって、Ｘ管球とＦＰＤを高速で回転させることが難しくなり、また検査室での設置にも支障を生ずる。そこで、Ｘ管球とＦＰＤを回転させる代りに、被検者を徐々に回転させて撮影することが考えられている。

人体を回転させる場合には、１回転当り３〜５秒が適当と思われるが、このような長時間の撮影では被検者の体動の他に、心臓の拍動による内臓の移動が問題となる。特に、肺野領域の撮影では、心臓の拍動による肺血管の移動が顕著である。図７に示すように、心電図のＲ波からＴ波まで期間は、心臓のサイズが急激に変化すると共に、動脈にも大きな圧力が加わり血管の位置が極端に変位する。この血管位置の極端な変位は、再構成画像の分解能を低下させるだけでなく、アーチファクトを発生させ病気診断の障害になる。

特許文献１では、心電同期走査においてＸ線被曝量の低減と、画質劣化の抑制とを両立することができるＸ線ＣＴ装置を開示している。Ｘ線管からＸ線を発生するためにＸ線管に高電圧を印加する高電圧発生装置と、Ｘ線管から被検者を経て到来するＸ線を検出するＸ線検出器と、この検出器で検出された投影データに基づいて断層画像を再構成する断層像再構成プロセッサと、被検者に関する心電図を測定する心電計と、被検者の心拍サイクル内の特定期間にＸ線の発生を停止し、特定期間以外の期間にＸ線を発生するために心電図に基づいて高電圧発生装置を制御するシステムコントローラとを備えている。

特開２０００−５１２０８号公報

この特許文献１においては、心拍の１周期を形態学的に収縮期、弛緩期、等量弛緩期に分類して、形態学的変動の小さい等量弛緩期にＸ線を曝射してデータを収集する。ここで、走査速度は１回転当り０．７５秒、データ収集はハーフ走査を想定している。ここで、ファン角を仮に５０度とすると、０．７５・（１８０＋５０）／３６０＝０．４８秒となる。つまり、等量弛緩期が０．４８秒以下であれば、１回転中に等量弛緩期のハーフ走査データの収集が完了することになる。

そこで、等量弛緩期の長さを検討すると、特許文献１によれば拍動周期を約１秒と想定し、等量弛緩期が心拍の１周期中の約６０％以上は確保できることは図７から読み取ることができ、等量弛緩期は約０．６秒続くことになる。要するに、特許文献１による発明は上記の前提で完成しており、心拍数を６０回／秒にするために、患者にβブロッカを投与して約１時間安静にさせるといったことが行われる。

しかし前述したように、大型のＦＰＤを使用した立位タイプのＣＢＣＴを考慮すると、被検者を回転させるために１回転当り３〜５秒以上の時間を要するので、特許文献１に開示された発明を適用することはできない。

本発明の目的は、上述の課題を解決し、被検体が持つ固有の変動周期を除去して、アーチファクトを低減したＣＴ画像を得る放射線撮像装置及び撮像方法を提供することにある。

上記目的を達成するための本発明に係る放射線撮像装置は、Ｘ線発生手段と、被検体を透過したＸ線を二次元分布として検出する二次元検出手段と、前記Ｘ線発生手段と前記二次元検出器が形成する撮像領域中において被検体を相対的に回転させる回転手段とを有する放射線撮像装置において、被検体が持つ固有の変動を検出する変動検出手段と、該変動検出手段から変動の周期ｐを計算する周期計算手段と、前記変動検出手段から前記周期ｐに対する静止期間の比率ｑを決定する静止期間決定手段と、前記周期ｐ及び比率ｑを基に前記回転手段の１回転の回転時間ｔを計算する回転時間計算手段とを有することを特徴とする。

また、本発明に係る放射線撮像方法は、Ｘ線発生手段と二次元検出器が形成する撮像領域中において被検体を相対的に回転させながら、前記Ｘ線発生手段から発生し被検体を透過したＸ線を前記二次元検出器により二次元分布として検出し、被検体が持つ固有の変動を検出してその周期ｐを計算し、該周期ｐに対する静止期間の比率ｑを決定し、前記周期ｐ及び比率ｑを基に被検体の１回転の回転時間ｔを計算して回転させることを特徴とする。

本発明によれば、被検体の心臓の拍動等によるアーチファクトを低減することが可能となり、フル走査だけでなくハーフ走査にも対応することができる。静止比率が限定できない場合は、撮影完了後のデータ並べ替えに際して静止比率をシフトさせることによって画質の改善を行うことができ、被検者の拍動周期を基に好適なテーブル回転時間を決定することが可能になる。

変動周期中の静止期間が撮影前に特定できる場合には、その静止期間のみＸ線の曝射を行って被検体の被曝を低減することが可能となり、更に変動の周期Ｐに対して静止期間の比率ｑが０．５を越える場合でも、重複したＸ線データを計画的に排除できるので、被検体の被曝を低減することができる。パルスオキシメータなどを使用した場合にも、心電計を使用した場合と同様のアーチファクトのない再構成画像を得ることができる。

図１は実施例の平面図、図２は側面図である。Ｘ線発生手段１１と二次元検出器１２の間に被検者Ｐが位置している。被検者Ｐは回転テーブル１３上に乗り、テーブル１３に付設された胸当て板１４に胸部を接している。二次元検出器１２は１画素が２５０×２５０μｍ、総画素数が１７２０×１７２０、外形が４３×４３ｃｍの半導体センサから構成され、その出力は後述するＢＵＳを介して再構成手段１５に接続されている。

Ｘ線発生手段１１から発射されたＸ線は、被検者Ｐを透過した後に胸当て板１４及び図示しない散乱線除去グリッドを通過し、二次元検出器１２に到達する。二次元検出器１２で取得されたデータは、再構成手段１５に転送されて断層像を演算する再構成がなされる。

図３はシステムのブロック構成図を示し、システム全体はコンピュータシステムにより構成されている。ＢＵＳ２１はコンピュータの内部バスを示し、ＢＵＳ２１にはＸ線発生手段１１、二次元検出器１２、回転テーブル１３、再構成手段１５、拍動検出手段２２、例えばＣＰＵから成る制御手段２３、画像表示手段２４、周期計算手段２５、インタフェース手段２６、回転時間計算手段２７、静止期間決定手段２８が接続されており、制御信号やデータの送信受信が行われる。

図４は撮影手順のフローチャート図を示し、先ずインタフェース手段２６を介して撮影開始の指示が出される（ステップＳ１０１）。撮影指示がなされると、拍動検出手段２２は被検者Ｐの拍動を検出する（ステップＳ１０２）。拍動を検出する手段には、心電計、酸素フォワードを検出するパルスオキシメータ、又はＸ線発生手段１１からＸ線を連続的に曝射して、透過したＸ線分布を二次元検出器１２で撮像して、画像中の心臓のサイズを検出する形態的検出手段が使用できる。

心電計、パルスオキシメータを被検者Ｐに付着させることにより、周期的な信号が検出される。前述の図７は心電計により検出された波形を示し、周期計算手段２５により心電計波形の特徴的波にＲ波が得られるが、Ｒ波の間隔を計測することで、拍動周期ｐを計測することができる（ステップＳ１０３）。具体的には、或るＲ波と次のＲ波の間に計数される基準パルスの計数により計算が可能である。

次に、静止期間決定手段２８により拍動周期ｐ中の静止期間の比率ｑが決定される。静止期間とは心臓の脈動の影響に形態学的変動の小さい期間のことである。心臓の形態変化は収縮期、弛緩期、等量弛緩期に分けられ、弛緩期は所謂心臓の容量が膨張する期間で、等量弛緩期は膨張が収縮した期間である。等量弛緩期は静止期間として特徴的なＲ波を基準に経験的に決定され、図７に示すように、Ｒ波から始まる拍動周期ｐ中の後半分と概略決めることができる（ステップＳ１０４）。

拍動周期ｐ中において静止期間決定手段２８により決定される静止比率（＝等量弛緩期）ｑは、本実施例ではｑ≧０．５と制限する。０．５未満にすると、走査中から静止データを取り出すことが複雑になるからである。静止期間の比率ｑは画質との関係で決定されるものであるので、仮に実際の比率ｑが０．５以下であっても、それをｑ＝０．５とすることによって再構成画像が極端に悪くなるものではない。つまり、ｑ≧０．５と限定することは、本発明が意図する画質向上から逸脱するものではない。

パルスオキシメータを使用する場合であっても、図７に示すＲ波を検出することは可能であり、従って拍動周期ｐの検出は心電計の場合と同様に行うことは可能である。従って、静止期間の比率ｑの決定において、パルスオキシメータは指先で酸素フォワードを計測するので、実際の拍動のタイミングからは遅延を生じている。しかも、その遅延は人体に依存し、血管中の血液の流動性は個人により異なるために、一律に決定することはできない。

そこで、パルスオキシメータを使用する場合には、拍動周期ｐ中のどの位相に静止期間を設定するかの初期値が与えられる。この初期値は検査される被検者Ｐの年齢、身長、体重、血圧などの情報を基に、統計データベースから頻度の高い値を決定して設定してもよい。

次に、拍動周期ｐ、比率ｑから回転時間計算手段２７によって、回転テーブル１３の１回転の回転時間ｔが次式により計算される。
ｔ＝（ｎ−ｑ）・ｐ （ｎは自然数）０．５≦ｑ≦１．０

そして、回転時間ｔは経験的に３秒≦ｔ≦１０秒が適当であることが分かっている。回転時間ｔが短か過ぎると被検者Ｐは目眩を感じて体動し、長過ぎると忍耐が続かなくて体動し体動アーチファクトが発生する。３秒≦（ｎ−ｑ）・ｐ≦１０秒を満足するｎは複数存在する場合があるが、被検者Ｐの年齢に合わせて選択される（ステップＳ１０５）。

回転時間ｔが決定されると、インタフェース手段２６に撮影準備完了の表示がされる。撮影開始の指示が出されると、制御手段２３からの指示により、回転テーブル１３が回転を開始する（ステップＳ１０６）。制御手段２３は回転テーブル１３から発生される図示しないエンコーダ信号を監視し、所定の一定速度及び角度に到達したかを確認する。所定の一定速度及び角度に到達した時点でＸ線発生手段１１に信号を送り被検者ＰへのＸ線曝射を開始する（ステップＳ１０７）。なお、このエンコーダ信号はデータの積分タイミング決定にも使用される。

回転テーブル１３の１回転当り２５０００パルスを発生させるエンコーダを使用する場合に、１回転に対して１０００ビューの投影データを収集するとすれば、エンコーダ信号２５のパルス毎に二次元検出器１２からデータが収集されることになる。制御手段２３ではこのエンコードパルスを計数して２５パルス毎に積分信号を発生させて、二次元検出器１２に到達したＸ線量を計数する。

二次元検出器１２からのデータは、ＢＵＳ２１を介して逐次的に再構成手段１５に転送される。データの転送は、回転テーブル１３が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数が収集されるまで続く。回転テーブル１３が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数に達すれば、制御手段２３はＸ線発生手段１１に指令してＸ線の曝射を停止する。その後に、回転テーブル１３を減速させながら停止まで制御する。

Ｘ線曝射が完了した直後に、最後の投影データは再構成手段１５に転送される。投影データの転送が完了するとデータ並べ替え処理が行われる（ステップＳ１０８）。図５に従って並べ替え処理を説明すると、ｔ＝（ｎ−ｑ）・ｐにおいて、ｎ＝４、ｑ＝０．５である。静止期間は拍動周期ｐの後半を想定している。拍動の行で、「等弛」と示された区間が静止期間であり、この期間がデータ区間に対応している。

３６０度方向からデータを収集するフル走査を想定すると、１回転目ではＡ０−Ａ１、Ａ２−Ａ３、Ａ４−Ａ５、Ａ６−Ａ７の区間のデータは変動期間であり使用できない。しかし、２回転目におけるＡ７−Ａ８の区間は、１回転目で変動区間であったＡ０−Ａ１区間に相当している。つまり、Ａ７−Ａ８区間のデータをＡ０−Ａ１区間にコピーすれば、Ａ０−Ａ２区間の静止区間データが完成する。同様に、Ａ９−Ａ１０区間のデータをＡ２−Ａ３区間に、Ａ１１−Ａ１２区間のデータをＡ４−Ａ５区間に、Ａ１３−Ａ１４区間のデータをＡ６−Ａ７区間にコピーすれば、３６０度に対する静止期間のデータを得ることができる。

１８０度にファン角を加えたハーフ走査の場合には、完全に２回転する必要はない。仮にファン角を１０度とすると、１９０度分のデータが収集できればよい。図５に示す場合には、Ａ０−Ａ１など各区間の角度は、３６０度／７≒５１度である。Ａ０−Ａ４区間で静止期間データが収集できれば再構成ができる。従って、Ａ０−Ａ１及びＡ２−Ａ３区間に相当するＡ７−Ａ８及びＡ９―Ａ１０に相当する区間のデータを収集すれば、走査を完了してよいことになる。つまり、Ａ０から回転してＡ１０まで収集した時点で回転を停止してよい。

実施例では、ｑ＝０．５としたが、ｑ≧０．５の場合は１回点目の静止期間データと２回点目の静止期間データが重複することになる。重複する部分は原理的には同一データであるので、何れか一方を採用すればよい。

被検者Ｐの被曝を低減するためには、Ｘ線発生手段１１のＸ線曝射を静止期間のみに限定してもよく、具体的には図５に示す等量弛緩期間のみＸ線曝射すればよい。また、ｑ≧０．５の場合には、前述のようにデータが重複する部分が発生するが、重複部分に関してもＸ線を曝射する必要はない。

ただし、Ｘ線曝射を静止期間のみに限定できるのは、拍動周期ｐ中の静止期間の位相が心電計により限定できる場合であって、パルスオキシメータを使用した場合のように、静止期間の位相を正確に限定できない場合には、前述のように静止期間をシフトさせて再構成画像を評価する必要があるため、Ｘ線曝射の停止はできない。

制御手段２３は並べ替えられた投影データを基にした再構成を再構成手段１５に指示する（ステップＳ１０９）。再構成は前処理、フィルタ処理、逆投影処理から成り、前処理はオフセット処理、ＬＯＧ変換、ゲイン補正、欠陥補正から構成される。フィルタ処理では、ラマチャンドラン関数又はシェップローガン関数が一般的であり、本実施例でもこれらを使用し、フィルタ処理されたデータは逆投影される。

これらフィルタ処理から逆投影までのアルゴリズムは、フェルドカンプのアルゴリズムを使用しているが、これに限定されるものではない。参考文献としては、次の非特許文献１が知られている。

フェルドカンプ（Feldkamp）とデイビス（Davis）及びクレス（Kress）が記載した方法（「実用コーンビームアルゴリズム」（"Practical Cone-Beam Algorithm"），J.Opt.Soc.Am.A1,612〜619，1984

逆投影が完了してＣＴの断面画像が再構成されると、断面は画像表示手段２４に表示される。前述のように、最初に作成される再構成画像は静止期間の初期値を基に並べ替えられているので、再構成画像に心拍変動によるアーチファクトが含まれる可能性があり、再構成画像の評価をする必要がある（ステップＳ１１０）。この評価は人間が行ってもよいが、自動化をすることも可能である。

自動的の場合には、画像の評価は心臓周辺の領域を指定して、その領域画像の分散を計算し、その分散値が予め決められた値と比較することにより判断する。画像の切り出しは、操作者が断層画像を基に指定してもよいし、心臓部分決定処理によりに行ってもよい。心臓部分決定処理は被検者Ｐの体形から予想される予め決められた領域とすることもできるし、パターン認識を使用してもよい。人間が行う場合には、心臓部周辺を中心に、再構成画像でアーチファクトが発生していないかを確認する。

アーチファクトが確認される場合は再試行が支持され、その指示に従って静止期間の変更が行われる（ステップＳ１１１）。静止期間の変更は拍動周期ｐ中での静止期間の位相を順次にシフトさせてゆくことによって行われる。シフトのステップ幅は、任意に選択することが可能であるが、拍動周期ｐの１０分の１程度であればよい。

評価が判定基準に満たない場合は、前述のように静止期間の比率ｑをシフトさせてデータの並べ替えが行われる。このループは再構成画像がアーチファクトに関して満足するまで繰り返される。最後に、再構成画像を表示し撮影は完了する（ステップＳ１１２）。

実施例においては、Ｘ線は連続に発生されることを想定しているが、これに限定されるものでなく、エンコーダ信号を基に二次元検出器１２の積分区間に合わせてパルス状のＸ線を発生させることもできる。

実施例の平面図である。 側面図である。 システムのブロック構成図である。 フローチャート図である。 静止比率を特定したデータ収集の説明図である。 従来のコーンビームＣＴ装置の説明図である。 心電波形と心臓の収縮の説明図である。

符号の説明

１１ Ｘ線発生手段
１２ 二次元検出器
１３ 回転テーブル
１４ 胸当て板
１５ 再構成手段
２２ 拍動検出手段
２３ 制御手段
２４ 画像表示手段
２５ 周期計算手段
２６ インタフェース手段
２７ 回転時間計算手段
２８ 静止期間決定手段

Claims (8)

1. Ｘ線発生手段と、被検体を透過したＸ線を二次元分布として検出する二次元検出手段と、前記Ｘ線発生手段と前記二次元検出器が形成する撮像領域中において被検体を相対的に回転させる回転手段とを有する放射線撮像装置において、被検体が持つ固有の変動を検出する変動検出手段と、該変動検出手段から変動の周期ｐを計算する周期計算手段と、前記変動検出手段から前記周期ｐに対する静止期間の比率ｑを決定する静止期間決定手段と、前記周期ｐ及び比率ｑを基に前記回転手段の１回転の回転時間ｔを計算する回転時間計算手段とを有することを特徴とする放射線撮像装置。
2. 前記静止期間の比率ｑは前記周期ｐに対して０．５≦ｑ≦１．０となるようにしたことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
3. 前記回転時間ｔはｔ＝（ｎ−ｑ）・ｐ （ｎは自然数） となるようにしたことを特徴とする請求項２に記載の放射線撮像装置。
4. 前記回転時間ｔは３秒≦ｔ≦１０秒となるようにしたことを特徴とする請求項３に記載の放射線撮像装置。
5. 前記変動検出手段は心電計又はパルスオキシメータ又は前記二次元検出器による透視画像を基に前記変動を検出することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
6. 前記Ｘ線発生手段は前記静止期間のみ被検体にＸ線を曝射することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
7. 前記周期ｐ中での前記静止期間の位相を再構成画像を基に変更することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
8. Ｘ線発生手段と二次元検出器が形成する撮像領域中において被検体を相対的に回転させながら、前記Ｘ線発生手段から発生し被検体を透過したＸ線を前記二次元検出器により二次元分布として検出し、被検体が持つ固有の変動を検出してその周期ｐを計算し、該周期ｐに対する静止期間の比率ｑを決定し、前記周期ｐ及び比率ｑを基に被検体の１回転の回転時間ｔを計算して回転させることを特徴とする放射線撮像方法。

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